Disimetría de campos pequeños de fotones en …ricabib.cab.cnea.gov.ar/578/1/1Spretz.pdf · tesis...

TESIS CARRERA DE MAESTRIA EN FÍSICA MÉDICA

DOSIMETRIA DE CAMPOS PEQUEÑOS DE FOTONES EN

RADIOTERAPIA. INTERCOMPARACION ENTRE DISTINTOS

DETECTORES

Tomas Emanuel Spretz

Maestrando

Maria Laura Haye A. Federico Bregains Nicolas Larragueta

Directora Codirector Codirector

Miembros del jurado:

Bioing. Edgardo Garrigó

Dr. Dario Sanz

Mgter. Ricardo Ruggeri

Diciembre de 2016

Fundación Centro de Medicina Nuclear y Molecular Entre Ríos

Unidad de Terapia Oncológica de Santa Fe

Instituto Balseiro

Universidad Nacional de Cuyo

Comisión Nacional de Energía Atómica

Argentina

ii

A mi familia, por su apoyo incondicional.

iii

Índice de abreviaturas

CEMENER Fundación Centro de Medicina Nuclear y Moleular

Entre Ríos.

CV Coeficiente de variación.

CV10 Coeficiente de variación, a 10 cm de profundidad.

CV20 Coeficiente de variación, a 20 cm de profundidad.

FFF Flattening Filter Free. Sin filtro aplanador.

FWHM Full Width at Half Maximum. Ancho a mitad de altura.

HDMLC High Definition Multi Leaf Colimators. Colimadores

Multiláminas de alta definición.

IMRT Intensity Modulated Radiation Therapy. Radioterapia

de intensidad modulada.

keV kiloelectronvolt.

kV kilovolt.

LCPE Lateral Charged Partcle Equilibrium. Equilibrio lateral

de partículas cargadas.

MeV Megaelectronvolt.

MSR Machine-specific Reference (field). Campo de

referencia específico de máquina.

OF Output Factor. Factor de campo.

OR Output Ratio. Cociente de lecturas.

PCSR Plan-class Specific Reference (field). Campo de

referencia específico de tratamiento.

PDD Percent Depth Dose. Curva de dosis en profundidad

SNC SunNuclear

SRS Stereotactic Radiosurgery. Radiocirugía estereotáctica.

iv

SSD Source-Surface Distance. Distancia fuente-superficie.

TC Tamaño de Campo

TCprof Tamaño de Campo en profundidad

TPS Treatment Planning System. Sistema de Planificación

de tratamientos.

VMAT Volumetric Modulated Arc Therapy. Radioterapia de

arco, modulada.

WFF With Flattening Filter. Con filtro aplanador.

Índice de contenidos

Resumen…………………………………………………………………………………2

Abstract…………………………………………………………………………………..3

Introducción……………………………………………………………………………...4

Objetivos…………………………………………………………………………………5

Capítulo 1: Campos pequeños……………………………………………………….....6

1.1. Campos pequeños: aspectos generales…….………………………..……………..6

1.2. Formalismos de dosimetría para haces externos de radioterapia…………..……..10

1.2.1. Dosimetría absoluta de fotones de alta energía según protocolo IAEA TRS 398…10

1.2.2. Formalismo para campos pequeños (Alfonso et al.)………………………..…….11

1.2.2.1. Campos pequeños estáticos………………………………………………………12

1.2.2.2. Campos compuestos……………………………………………………………...15

1.2.2.3. Extensión a haces sin filtro aplanador (FFF)……………………………………..16

1.3. Método Daisy-Chain……………………………………………………………..17

Capítulo 2: Detectores de radiación para campos pequeños……………………….19

2.1. Efecto de promediado volumétrico……………………………………………....19

2.2. Requisitos para detectores de campos pequeños………………………………....21

2.3. Tecnologías de detectores…………………………………………………….…..22

2.3.1. Cámaras de Ionización……………………………………………………………22

2.3.2. Detectores tipo diodo semiconductor…………………………………………….23

2.3.3. Detectores de diamante…………………………………………………………...24

2.3.4. Películas radiocrómicas……………………………………………..……………25

2.3.5. Otros detectores aptos para campos pequeños……………………………………25

2.4. Detectores comerciales empleados en el presente trabajo………………………..27

2.4.1. Cámara de ionización SunNuclear 125c……………………………………….....27

2.4.2. Cámara de ionización PTW PinPoint 31016……………………………………..28

2.4.3. Diodo PTW T60017 Diode E…………………………………………………….28

2.4.4. Diodo SunNuclear EDGE Detector………………………………………………29

2.4.5. Diamante sintético PTW microDiamond 60019………………………………….29

Capítulo 3: Mediciones dosimétricas…………………………………………………31

3.1. Equipamiento utilizado………………………………………………………......31

3.2. Consideraciones prácticas……………………………………………………......34

3.3. Factores de campo………………………………………………………………..36

3.4. Perfiles de dosis………………………………………………………………......42

3.5. Curvas PDD………………………………………………………………….…...51

Capítulo 4: Conclusiones y discusión…………………………………………………64

Referencias bibliográficas………………………..…………………………………...67

Maestría en Física Médica. – Instituto Balseiro. – Universidad Nacional de Cuyo.

SPRETZ, Tomas Emanuel

“Dosimetría de campos pequeños de fotones en radioterapia. Intercomparación entre distintos detectores” 2

Resumen

Se entiende que un haz de fotones conforma un Campo Pequeño cuando no se logra

el equilibrio lateral de partículas cargadas. Esto implica que no se satisfacen las

condiciones exigidas por la teoría de dosimetría para establecer una relación entre

ionización y dosis. El presente trabajo tiene como objetivos comprender los conceptos

básicos ligados a los campos pequeños, conocer tecnologías empleadas para su

dosimetría, realizar mediciones en haces de fotones con distintos detectores, y analizar

los resultados obtenidos. Para ello, se emplearon dos detectores tipo diodo, un detector

de diamante sintético, una micro-cámara de ionización y una cámara de ionización de

propósito general. Se midieron factores de campo, perfiles de dosis y curvas de dosis en

profundidad. En el primer caso, los cocientes de lecturas debieron ser afectados por

factores de corrección, de acuerdo a lo especificado en el formalismo presentado por

Alfonso et al. Se verificó que a los detectores de estado sólido deben aplicarse las

menores correcciones. En el caso de perfiles de dosis, se observaron los efectos de

volumen parcial y de oclusión de la fuente de fotones. Las curvas de dosis en profundidad

también son afectadas por el volumen del detector. Los mejores resultados fueron

obtenidos con el diodo de encapsulado más pequeño.

Palabras clave: Campo pequeño; equilibrio lateral de partículas cargadas; efecto de

volumen; diodo; diamante sintético; micro-cámara de ionización.




Abstract

A photon beam establishes a Small Field when lateral charged particle equilibrium is

not reached. Under such situation, the conditions required by the dosimetry theory to

relate ionization to dose, are not satisfied. The goal of the present work is to understand

the basic concepts linked to small fields, to know technologies used for its dosimetry, to

make beam measurements with different detectors and to analyze the results. Two

different diodes, a diamond detector, a micro-ionization chamber and a conventional

ionization chamber were used. Measurements of output factors, dose profiles, and

percent-depth dose curves were performed. In the case of the output factors, the ratios of

detector readings were multiplied by correction factors, as specified by Alfonso et al. It

was verified that solid-state detectors need the smallest corrections. In the case of dose

profiles, both volume-averaging and photon source occlusion effects were observed.

Percent depth dose curves are affected by detector volume averaging too. The best results

were obtained with the diode which has the smallest housing.

Key words: small field; lateral charged particle equilibrium; volume averaging effect;

diode; diamond; micro-chamber.




Introducción

Planificar y llevar a cabo la dosimetría en un servicio clínico de radioterapia, con

fines de control de calidad tanto del equipamiento como de los tratamientos, constituye

una importante tarea de la actividad profesional del Físico Médico. Es fundamental la

correcta comprensión de los fenómenos físicos implicados y de los procedimientos a

efectuar. La experiencia ha demostrado que en la medida en que aumenta la complejidad

del equipamiento, y de las técnicas aplicadas, aumentan los riesgos asociados; con ello,

deben aumentar los controles de calidad realizados.

El crecimiento sostenido en el uso de técnicas como radiocirugía estereotáctica o

radioterapia de intensidad modulada, que hacen uso de campos de radiación muy

pequeños, demanda una evaluación de la preparación del personal, de la aplicabilidad de

los protocolos internacionales de dosimetría, y de la aptitud del instrumental de

dosimetría disponible.

El presente trabajo, que constituye la Tesis de Maestría en Física Médica de su autor,

aborda la problemática de la dosimetría de campos pequeños. En el Capítulo 1 se

introducen los conceptos generales relativos a estos campos; el Capítulo 2 trata los

asuntos propios de los detectores de radiación y de su idoneidad para este tipo de

dosimetría; en el Capítulo 3 se detallan las mediciones realizadas con un conjunto de

detectores disponibles, y se muestran los resultados obtenidos; finalmente, en el Capítulo

4 se exponen conclusiones.

Todas las actividades fueron realizadas en el Centro de Medicina Nuclear y

Molecular de Entre Ríos, cito en la localidad de Oro Verde de dicha provincia, así como

en la Unidad de Terapia Oncológica de la Ciudad de Santa Fe.




Objetivos

Comprender el concepto de campo pequeño y el motivo de su tratamiento

especial.

Investigar acerca de las distintas tecnologías de detectores existentes, aplicables a

dosimetría de campos pequeños. Intercomparar diferentes detectores.

Llevar a cabo mediciones dosimétricas con detectores disponibles para analizar y

comparar resultados, y a su vez, adquirir experiencia práctica en la

instrumentación de mediciones clínicas.

Desarrollar criterios para la selección de un detector para una medición específica.




Capítulo 1: Campos pequeños.

1.1. Campos pequeños: aspectos generales.

Los códigos de práctica adoptados en la actualidad para la dosimetría de campos

externos de fotones en radioterapia, IAEA TRS-398 o AAPM TG-41, contemplan

técnicas de tratamiento “convencionales”, con tamaños de campo que oscilan entre 4x4

cm2 y 40x40 cm2 [1]. En estas condiciones, se satisfacen los requerimientos físicos de la

teoría de dosimetría para la determinación de dosis absorbida en agua; fundamentalmente

se establece la condición de equilibrio de partículas cargadas, bajo la cual puede

establecerse una relación entre ionización generada por el haz en un volumen sensible

(típicamente aire), y kerma colisional. Éste será proporcional a la dosis, dada la condición

mencionada.

Técnicas tales como radioterapia de intensidad modulada (IMRT), radiocirugía

estereotáctica (SRS), radioterapia de arco (VMAT), y tecnologías asociadas, como ser

multiláminas de alta resolución (HDMLC), Gamma Knife®, CyberKnife®,

TomoTherapy®, etc., hacen uso de campos de irradiación de tamaños milimétricos, con

el objeto de administrar la dosis de manera precisa en un pequeño volumen, con márgenes

muy estrechos, o de constituir un campo compuesto a partir de la sumatoria de varios

campos “pequeños”. Asociado al uso de estas técnicas y equipamientos, se ha puesto de

manifiesto la necesidad de revisar los aspectos dosimétricos implicados, habiéndose

documentado accidentes y errores vinculados a estas tecnologías [2][3]. Sucede además

que algunos de estos dispositivos no permiten generar los tamaños de campo de referencia

especificados en los códigos de práctica mencionados [2], típicamente de 10 x 10 cm2.

Si bien no hay una definición única y consensuada de campo pequeño [1][4], en

general se considera que un haz es pequeño cuando el tamaño de lado del campo es tal

que no se logra equilibrio lateral de partículas cargadas (LCPE) [2][3]. En esta situación,

consideraciones clásicas de teoría de cavidades y factores de perturbación, implícitos en

los Códigos de Práctica actuales, tienden a perder validez ya que se trata de campos no

convencionales [2][5]. Bajo la condición de campo pequeño, es importante considerar:

la oclusión parcial de la fuente de fotones por el sistema de colimación y consiguiente

tamaño de la porción visible de la fuente de radiación desde el detector, lo que genera una




penumbra alterada y superpuesta con el campo; la variación del espectro electrónico; y la

disponibilidad de detectores suficientemente pequeños en relación al tamaño de campo

[1]. Los aspectos vinculados a detectores, se desarrollan en el Capítulo 2.

A los fines prácticos, un campo con tamaño de lado menor a 3 o 4 cm (dependiendo

de la energía del haz) puede considerarse pequeño [1][6], y merece un tratamiento

especial para realizar mediciones o cálculos de dosis. Dado un haz de calidad TPR20,10,

el rango lateral de partículas cargadas puede estimarse mediante:

𝑟𝐿𝐶𝑃𝐸 = 5,973 ∙ 𝑇𝑃𝑅20,10 − 2,688 [𝑔 ∙ 𝑐𝑚−2] Ec. 1.1

Esta ecuación ha sido calculada mediante Monte Carlo [7] habiéndose determinado

el TPR20,10 con un tamaño estándar de 10 x 10 cm2. El rango 𝑟𝐿𝑃𝐶𝐸 es la distancia mínima

que debe haber desde un detector infinitesimal en el centro del haz hasta el borde del

campo, para tener equilibrio electrónico lateral de partículas cargadas. Al introducir un

detector en el eje central del haz, el campo debería tener un radio o hemilado de al menos

𝑟𝐿𝑃𝐶𝐸 más la mitad del volumen del detector, para evitar que el mismo caiga en situación

de no equilibrio. Alternativamente, se puede estimar el rango de los electrones

secundarios, siendo similar a la profundidad del máximo del PDD en campo 10 x10 [5].

Dado el tamaño finito de la fuente de fotones, cuando los colimadores definen

dimensiones menores a un cierto tamaño de campo, sólo parte del área de la fuente será

visible por el detector, lo que se denomina efecto de oclusión parcial de la fuente de

fotones. Esto ocasiona que la penumbra geométrica se extienda sobre toda la sección del

campo [1] (Figura 1.1). Consecuentemente, el tamaño de campo determinado por el

ancho a mitad de altura (FWHM) del perfil en el plano isocéntrico, no suele coincidir con

el tamaño definido en colimadores [3], provocando una sobreestimación del tamaño de

campo [1] (Figura 1.2), estableciéndose una relación no lineal entre la variación de la

colimación y el tamaño medido [5]. Por otra parte, la bibliografía sugiere que el espectro

de los fotones primarios y electrones secundarios puede cambiar con el tamaño de campo.




Figura 1.1. (a) Fuente de fotones sin ocluir, vista completa desde el detector.

(b) Fuente de fotones ocluida, superposición de penumbras con el campo.

(Modificada de Ref [1])

Figura 1.2. (a) Los colimadores definen un tamaño de campo (TC) mayor que el rango lateral de

partículas cargadas; puede determinarse midiendo FWHM. (b) Si el tamaño de campo es del mismo orden

que el rango de equilibrio, ocurre superposición de penumbras. El error cometido por la medición del

FWHM es pequeño. (c) El tamaño de campo es muy pequeño. Falla la determinación de tamaño de

campo por FWHM. Se produce sobreestimación del tamaño de campo. (Modificado de Ref. [1])

Se ha demostrado además que el perfil de fluencia de salida cambia para distintas

configuraciones de los colimadores secundarios al definir un tamaño de campo, por

ejemplo, con multiláminas [1].

Como ya se ha dicho, una aplicación importante de campos pequeños en radioterapia

es la radiocirugía estereotáctica (Stereotactic Radiosurgery, SRS). En esta modalidad de




radioterapia se suministra una alta dosis, concentrada en un pequeño volumen. Si bien

esta técnica se ha implementado en aceleradores lineales convencionales, hay en el mundo

una tendencia creciente a aplicarla mediante haces generados en cabezales sin filtro

aplanador (Flattening Filter Free, FFF). Éstos pueden ser de equipos específicamente

diseñados para radiocirugía (por ej. CyberKnife®), o de aceleradores lineales sin filtro

aplanador (como por ejemplo Varian TrueBeam® o Elekta Versa®). Los haces FFF

permiten generar altas tasas de entrega de dosis, reduciendo el tiempo de exposición entre

2 y 4 veces [8] respecto de un haz aplanado, para igual dosis. Este aspecto es fundamental,

ya que se reduce la probabilidad de irradiación fuera del volumen de interés, por

movimientos del paciente. La fluencia de fotones de los haces FFF tiene características

dosimétricas diferentes que un haz convencional [8]: no ocurre endurecimiento del haz

por el filtro, por lo que los haces tienen mayor proporción de fotones de baja energía; la

variación del espectro fuera del eje central del haz se reduce, debido a la ausencia del

filtro que tiene un espesor variable. Por otra parte, disminuye la cantidad de fotones

dispersos de baja energía provenientes del cabezal [4][9], ya que el filtro aplanador

constituye una importante fuente de radiación dispersa.

La Figura 1.3 muestra una comparación de perfiles de haces de 6 y 18 MV, con y sin

filtro aplanador, para un campo de 4x4 cm2 (considerado pequeño por el autor de la Ref.

[9]). La dosis a 4 cm off-axis es menor para los haces no aplanados; a mayores distancias

la dosis tiende a decrecer más rápido para haces FFF que para haces con filtro aplanador.

Esta reducción es menor en campos de mayor tamaño. La razón principal de la reducción

de dosis fuera del haz para haces FFF es la ausencia del filtro, con lo que aumenta la

fluencia relativa de fotones hacia el centro del haz. [9].

Figura 1.3. Perfiles de dosis de campos de 4x4 cm2 (DFS = 100 cm, d = 5 cm).

Haces con y sin filtro aplanador, de 6 y 18 MV. (Modificado de Ref. [9]).




En los Estados Unidos, el Radiological Physics Center llevó a cabo una serie de

auditorías, mediante mediciones on-site, para ponderar el estado de situación de la

dosimetría en IMRT [10] y de factores de campo pequeño [11], comparando valores de

dosis calculados por los sistemas informáticos de planificación de tratamientos

(Treatment Planning System, TPS) y valores medidos. Estos trabajos evidenciaron

discrepancias entre cálculos y mediciones, y en el caso de IMRT, algunas instituciones

no aprobaron los tests según los criterios establecidos. Los resultados ponen de

manifiesto una situación que bien podría darse en otros países, como la Argentina.

La problemática debe abordarse desde el momento en que se realiza el

comisionamiento del TPS, ya que éste basa sus resultados en información empírica

suministrada del haz, en general: factores de campo (output factors), curvas de dosis en

profundidad (percentage depth dose, PDD) y perfiles transversales [12]. Por esta razón

debe perseguirse alta precisión en las mediciones, y la aplicación de los debidos factores

de corrección ya que los errores se propagan a los cálculos de distribución de dosis al

paciente. En el Capítulo 3 se detallan consideraciones prácticas importantes a la hora de

realizar mediciones en campos de estos tamaños. Como se expone en el Capítulo 2, a la

hora de realizar mediciones debe tenerse en cuenta, por ejemplo, el tamaño del campo y

de la penumbra versus el tamaño del detector, o la influencia de la radiación dispersa en

la respuesta del mismo. Sumado a esto, en campos pequeños, el tipo de modelo de cálculo

utilizado tiene un impacto incluso mayor que en los campos grandes [5].

1.2. Formalismos de dosimetría para haces externos de radioterapia

1.2.1 Dosimetría absoluta de fotones de alta energía según el Protocolo IAEA TRS-

398

El formalismo IAEA TRS-398 [13], ampliamente adoptado en Argentina, se basa en

mediciones con cámaras de ionización en agua. En esta sección se expone de manera

sucinta lo referido a la determinación de dosis absorbida en agua debido a un haz de

fotones de alta energía; esto servirá de base para la posterior introducción al formalismo

propuesto por Alfonso y colaboradores para dosimetría de campos pequeños.

La dosis absorbida en agua, a profundidad de referencia zref, para un haz de fotones

de calidad Q, es:




𝐷𝑤,𝑄 = 𝑀𝑄 ∙ 𝑁𝐷,𝑤,𝑄0∙ 𝑘𝑄,𝑄0

Ec. 1.2

En esta ecuación 𝑀𝑄 es la lectura corregida por las magnitudes de influencia; 𝑁𝐷,𝑤,𝑄0

es el factor de calibración del conjunto dosimétrico, provisto por un laboratorio

secundario de calibración; y 𝑘𝑄,𝑄0 es el factor de corrección específico de la cámara, por

las diferencias en la respuesta de la misma a las calidades Q0 (de referencia) y Q (del

usuario).

El factor de corrección por calidad de haz 𝑘𝑄,𝑄0, se define como:

𝑘𝑄,𝑄0=

𝐷𝑤,𝑄 𝑀𝑄⁄

𝐷𝑤,𝑄0 𝑀𝑄0⁄

Ec. 1.3

Esta definición, que relaciona dosis y lecturas para distintas calidades de haz, tiene

relevancia en el formalismo de dosimetría de campos pequeños, como se expone en la

Sección 1.2.2.1.

1.2.2. Formalismo para campos pequeños (Alfonso et al.)

En el año 2008 Alfonso y colaboradores publicaron el artículo “A new formalism for

reference dosimetry of small and nonstandard fields” (Ref. [2]), con el objetivo de sentar

las bases para un nuevo protocolo de dosimetría para radioterapia, que contemple a

campos pequeños y campos compuestos. Está previsto que dicho protocolo salga a la luz

hacia fines de 2016, bajo la carátula “IAEA TRS-483: Dosimetry of Small Static Fields

Used in External Beam Radiotherapy: An IAEA – AAPM International Code of Practice

for Reference and Relative Dose Determination”.

El formalismo propone una extensión del concepto de campo de referencia para

incorporar a los campos pequeños y compuestos. Contempla, además, la utilización de

equipos de tratamiento en los que no es posible definir el tamaño de campo convencional

de referencia (10x10 cm2). Define dos “rutas” relacionadas para obtener dosis absorbida

en agua para un haz externo de radioterapia, presentadas a continuación:

Dosimetría de campo pequeño estático (Small static-field dosimetry): trazable a

una calibración de haz ancho. Se introduce un campo de referencia denominado

“específico de máquina” (machine-specific-reference field).




Dosimetría de campo compuesto (Composite-field dosimetry): trazable a una

calibración de haz ancho. Se introduce un campo de referencia “específico de tipo

de plan” (plan-class specific reference field). También puede incluir un campo

específico de máquina.

A continuación se desarrollan ambos puntos, presentando en cada caso la

nomenclatura correspondiente.

1.2.2.1. Campos pequeños estáticos

Como se dijo, el formalismo introduce el concepto de Campo de referencia

específico de la máquina fmsr (Machine-specific-reference field). El tamaño de este

campo debe ser tan cercano como sea posible al del campo de referencia utilizado en los

códigos de práctica internacionales, es decir, 10x10 cm2. En el caso del uso de

aceleradores lineales, en la mayoría de los casos, fmsr tendrá este tamaño. A modo de

ejemplo, para otros equipos como TomoTherapy® el tamaño de este campo será de 5x10

cm2, o un campo de 6 cm de diámetro para CyberKnife®.

Idealmente, el laboratorio de calibración proveería una constante de calibración

ND,w,Qmsr y la dosis absorbida en agua 𝐷𝑤,𝑄𝑚𝑠𝑟𝑓𝑚𝑠𝑟

en el haz de referencia fmsr, a profundidad

de referencia y en ausencia de la cámara sería hallada mediante:

𝐷𝑤,𝑄𝑚𝑠𝑟𝑓𝑚𝑠𝑟

= 𝑀𝑄𝑚𝑠𝑟𝑓𝑚𝑠𝑟

∙ 𝑁𝐷,𝑤,𝑄𝑚𝑠𝑟 Ec. 1.4

Sin embargo, en la práctica los laboratorios de calibración no pueden reproducir

exactamente la calidad de haz del usuario, por lo que, en su lugar, la dosis absorbida en

agua 𝐷𝑤,𝑄𝑚𝑠𝑟𝑓𝑚𝑠𝑟

a la profundidad de referencia para este campo, de calidad Qmsr, en ausencia

de la cámara es:


= 𝑀𝑄𝑚𝑠𝑟𝑓𝑚𝑠𝑟

∙ 𝑁𝐷,𝑤,𝑄0 ∙ 𝑘𝑄,𝑄0 ∙ 𝑘𝑄𝑚𝑠𝑟,𝑄𝑓𝑚𝑠𝑟,𝑓𝑟𝑒𝑓

Ec. 1.5

Puede observarse la similitud entre las Ecuaciones 1.2 y 1.5, en la que:

Q es la calidad del haz de un campo de referencia convencional fref, acorde a un

protocolo o código de práctica internacional (10x10 cm2).

- Qmsr es la calidad del haz del campo de referencia específico de máquina fmsr. Si

el campo fmsr se genera en el mismo equipo que el fref, la diferencia en la calidad

del haz es debida únicamente a la diferencia de tamaños de campo entre fmsr y fref




(y posiblemente a otras condiciones de geometría y material del fantoma). Si,

adicionalmente, fmsr es lo suficientemente grande para preservar equilibrio de

partículas cargadas, la calidad del haz será igual a Q.

- 𝑴𝑸𝒎𝒔𝒓𝒇𝒎𝒔𝒓

es la lectura del dosímetro en el campo fmsr, corregida por las variables de

influencia, tales como presión, temperatura, colección incompleta de cargas,

efectos de polaridad.

- ND,w,Q0 es el coeficiente de calibración en términos de dosis absorbida en agua

para el detector empleado, en un haz de referencia de calidad Q0, usualmente 60Co.

Lo mide un laboratorio secundario de calibración, en un campo de 10x10 cm2.

- KQ,Q0 es el factor de corrección de calidad de haz, entre la calidad Q0 y la calidad

Q del campo fref, para el detector particular con el que se esté realizando la

medición.

- 𝒌𝑸𝒎𝒔𝒓,𝑸𝒇𝒎𝒔𝒓,𝒇𝒓𝒆𝒇

es un factor de corrección por las diferencias entre las condiciones de

tamaño de campo, geometría, material del fantoma, y calidad de haz, que se dan

entre del haz convencional de referencia fref y el campo de referencia máquina-

específico fmsr. Toma en cuenta la diferencia entre la respuesta de la cámara en los

campos fref y fmsr.

El factor 𝑘𝑄𝑚𝑠𝑟,𝑄𝑓𝑚𝑠𝑟,𝑓𝑟𝑒𝑓

se define como:

𝑘𝑄𝑚𝑠𝑟,𝑄𝑓𝑚𝑠𝑟,𝑓𝑟𝑒𝑓

=𝐷𝑤,𝑄𝑚𝑠𝑟

𝑓𝑚𝑠𝑟𝑀𝑄𝑚𝑠𝑟

𝑓𝑚𝑠𝑟⁄

𝐷𝑤,𝑄𝑓𝑟𝑒𝑓

𝑀𝑄𝑓𝑟𝑒𝑓

⁄ Ec. 1.6

Idealmente, este factor puede ser obtenido por calibración directa del detector contra

un estándar primario o contra otro dosímetro o técnica que no exhiba dependencia

sustancial con la calidad del haz. Habitualmente, sin embargo, se obtiene mediante

técnica Monte Carlo, habiéndose demostrado su confiabilidad para el cálculo [14].

Este factor, también denominado de corrección por calidad de haz puede entenderse

como una versión generalizada del factor de corrección de calidad de haz clásico kQ,Q0.

Puede apreciarse la similitud de las Ecuaciones 1.3 y 1.6. Si el tamaño de campo y demás

condiciones de geometría y material del fantoma son iguales, se reduce al factor de

corrección por calidad de haz convencional. En este sentido, el factor de corrección por




calidad de haz en TRS-398 puede ser interpretado como un caso especial de este factor

de corrección [2].

A los fines de dosimetría relativa, el factor de campo (o field output factor) que

relaciona la dosis en un campo pequeño clínico fclin, de calidad Qclin, con el campo de

referencia fmsr, de calidad Qmsr, se define como:

𝐷𝑤,𝑄𝑐𝑙𝑖𝑛𝑓𝑐𝑙𝑖𝑛

= 𝐷𝑤,𝑄𝑚𝑠𝑟𝑓𝑚𝑠𝑟

∙ 𝛺𝑄𝑐𝑙𝑖𝑛,𝑄𝑚𝑠𝑟𝑓𝑐𝑙𝑖𝑛,𝑓𝑚𝑠𝑟

Ec. 1.7

Para campos grandes, los factores de campo, definidos como cocientes de dosis,

suelen aproximarse como cocientes de lecturas, considerando que para estos campos los

poderes de frenado (stopping power) y factores de perturbación son prácticamente

independientes del tamaño de campo para una calidad de haz dada, y que es despreciable,

además, el efecto de volumen parcial [3] (ver Capítulo 2). En campos pequeños, no

obstante, esta aproximación pierde validez, porque los factores de perturbación y poderes

de frenado dependen considerablemente de variables como tamaño y tipo de detector,

tamaño de campo, y diseño del acelerador en sí. Por esta razón, los factores de campo,

que podrían ser calculados como cociente de dosis por Monte Carlo, pueden ser

determinados como un cociente de lecturas del detector, multiplicadas por un factor de

corrección:

𝛺𝑄𝑐𝑙𝑖𝑛,𝑄𝑚𝑠𝑟𝑓𝑐𝑙𝑖𝑛,𝑓𝑚𝑠𝑟

=𝑀𝑄𝑐𝑙𝑖𝑛

𝑓𝑐𝑙𝑖𝑛

𝑀𝑄𝑚𝑠𝑟𝑓𝑚𝑠𝑟 ∙ [


𝑀𝑄𝑐𝑙𝑖𝑛𝑓𝑐𝑙𝑖𝑛

⁄


𝑀𝑄𝑚𝑠𝑟𝑓𝑚𝑠𝑟

⁄] =

𝑀𝑄𝑐𝑙𝑖𝑛𝑓𝑐𝑙𝑖𝑛

𝑀𝑄𝑚𝑠𝑟𝑓𝑚𝑠𝑟 ∙ 𝑘𝑄𝑐𝑙𝑖𝑛,𝑄𝑚𝑠𝑟

𝑓𝑐𝑙𝑖𝑛,𝑓𝑚𝑠𝑟 Ec. 1.8

La definición del factor de corrección 𝑘𝑄𝑐𝑙𝑖𝑛,𝑄𝑚𝑠𝑟𝑓𝑐𝑙𝑖𝑛,𝑓𝑚𝑠𝑟

, denominado Factor de Corrección

de Campo, tiene la forma de las Ecuaciones 1.3 y 1.6. Se obtiene por Monte Carlo para

cada modelo de detector, acelerador y energía en particular. Este método de obtención,

sin embargo, introduce cierto error, al considerar que son idénticos todos los detectores

individuales de un tipo determinado. Por otra parte, la bibliografía [15] indica que los

valores calculados dependen fuertemente de la correcta parametrización de la fuente de

fotones y de la caracterización precisa de los materiales y componentes del detector.

Según se detalla en Ref. [14], el efecto del modelado del cabezal del equipo

específico, se vuelve importante en tamaños de campo muy pequeños, en los que se

vuelve comparable el tamaño de la fuente de electrones con el tamaño de campo. Debido

a la relativamente baja dependencia con el modelo específico de acelerador para una




misma energía nominal, es esperable que el futuro Código de Práctica internacional

especifique los factores de corrección independientes de la máquina.

La Figura 1.4 (tomada de Ref. [14]) muestra el comportamiento del valor 𝑘𝑄𝑐𝑙𝑖𝑛,𝑄𝑚𝑠𝑟𝑓𝑐𝑙𝑖𝑛,𝑓𝑚𝑠𝑟

en función del tamaño de campo, potencial nominal 6 MV, para una variedad de

detectores, y para dos aceleradores lineales diferentes. Se observa el comportamiento

desigual del factor de corrección entre cámaras de ionización y detectores de estado

sólido. Esto se debe a la diferente perturbación que genera cada tipo de detector en el

campo. Los factores correspondientes a los detectores de estado sólido (diodos) toman

valores menores a 1 debido a que tienden a generar sobre-respuesta [14]. Para cámaras

de ionización, en cambio, se observa un aumento abrupto en tamaños de campo muy

pequeño, lo que indica que son inadecuados para tamaños cercanos a 0,5 cm [15].

Figura 1.4. Factores de corrección vs tamaño de campo para distintos detectores.

Línea continua: Elekta Synergy. Línea de puntos: Siemens Primus. Potencial nominal 6 MV.

Tomado de Ref. [14].

1.2.2.2. Campos compuestos

En técnicas o tecnologías que utilizan campos compuestos (como por ejemplo IMRT,

VMAT, TomoTherapy), el campo de referencia a utilizar se denomina “Campo de

referencia específico de tratamiento” (plan-class-specific reference field), fpcsr. Este

campo debe ser tan similar como sea posible al esquema final de irradiación, y entregar

una dosis absorbida uniforme a una región geométricamente simple del volumen blanco,

más grande que el tamaño del detector.




Las ecuaciones ahora son:

𝐷𝑤,𝑄𝑝𝑐𝑠𝑟𝑓𝑝𝑐𝑠𝑟

= 𝑀𝑄𝑝𝑐𝑠𝑟𝑓𝑝𝑐𝑠𝑟

∙ 𝑁𝐷,𝑤,𝑄0 ∙ 𝑘𝑄,𝑄0 ∙ 𝑘𝑄𝑝𝑐𝑠𝑟,𝑄𝑓𝑝𝑐𝑠𝑟,𝑓𝑟𝑒𝑓

Ec. 1.9


= 𝐷𝑤,𝑄𝑝𝑐𝑠𝑟𝑓𝑝𝑐𝑠𝑟

∙ 𝛺𝑄𝑐𝑙𝑖𝑛,𝑄𝑝𝑐𝑠𝑟𝑓𝑐𝑙𝑖𝑛,𝑓𝑝𝑐𝑠𝑟

Ec. 1.10

Idealmente, el factor 𝑘𝑄𝑝𝑐𝑠𝑟,𝑄𝑓𝑝𝑐𝑠𝑟,𝑓𝑟𝑒𝑓

puede ser obtenido mediante técnicas trazables a un

estándar primario o que no dependan de la calidad del haz, como alanina, o film

radiocrómico. Al igual que en el caso de los campos pequeños estáticos, los factores son,

en general, obtenidos por técnica Monte Carlo.

Si el equipo no puede generar un campo de referencia convencional fref, la dosimetría

debe referirse a un campo fmsr. En ese caso, debe agregarse un factor adicional para

corregir entre los campos fmsr y fpcsr:

𝐷𝑤,𝑄𝑝𝑐𝑠𝑟𝑓𝑝𝑐𝑠𝑟

= 𝑀𝑄𝑝𝑐𝑠𝑟𝑓𝑝𝑐𝑠𝑟

∙ 𝑁𝐷,𝑤,𝑄0 ∙ 𝑘𝑄,𝑄0 ∙ 𝑘𝑄𝑚𝑠𝑟,𝑄𝑓𝑚𝑠𝑟,𝑓𝑟𝑒𝑓

∙ 𝑘𝑄𝑝𝑐𝑠𝑟,𝑄𝑚𝑠𝑟𝑓𝑝𝑐𝑠𝑟,𝑓𝑚𝑠𝑟

Ec. 1.11

Numerosas propuestas han sido desarrolladas para generar campos fpcsr, pero aún no hay

un consenso global, y la definición de estos campos aún es tema en desarrollo [3].

1.2.2.3. Extensión a haces sin filtro aplanador (FFF)

En el caso de haces generados en aceleradores lineales sin filtro aplanador, el formalismo

puede expresarse de la siguiente manera:


= 𝑀𝑄𝑚𝑠𝑟

𝐹𝐹𝐹𝑓𝑝𝑐𝑠𝑟

∙ 𝑁𝐷,𝑤,𝑄0 ∙ 𝑘𝑄𝑊𝐹𝐹,𝑄0

𝑓𝑟𝑒𝑓∙ 𝑘

𝑄𝐹𝐹𝐹,𝑄𝑊𝐹𝐹𝑓𝑟𝑒𝑓

∙ 𝑘𝑄𝑚𝑠𝑟

𝐹𝐹𝐹,𝑄𝐹𝐹𝐹𝑓𝑚𝑠𝑟,𝑓𝑟𝑒𝑓

Ec. 1.12

En esta expresión, la nomenclatura WFF (with flattening filter) representa a los haces

generados en cabezales con filtro aplanador. El término 𝑘 𝑄,𝑄0𝑓𝑟𝑒𝑓

, que corrige por

diferencias entre las calidades Q0 y Q, ha sido descompuesto en dos factores:

𝒌𝑸𝑾𝑭𝑭,𝑸𝟎

𝒇𝒓𝒆𝒇 corresponde al KQ,Q0 convencional de Código de Práctica TRS-398, donde QWFF

es la energía nominal de interés (por ej. 6 MV), con filtro aplanador.




𝒌𝑸𝑭𝑭𝑭,𝑸𝑾𝑭𝑭

𝒇𝒓𝒆𝒇 considera las diferencias de respuesta de la cámara a la energía de interés (ej.

6MV) entre los haces FFF y WFF. Estas diferencias se deben a las diferencias espectrales

y de promediado volumétrico.

𝒌𝑸𝒎𝒔𝒓

𝑭𝑭𝑭 ,𝑸𝑭𝑭𝑭𝒇𝒎𝒔𝒓,𝒇𝒓𝒆𝒇

es el factor de corrección entre el haz de referencia máquina específico sin

filtro aplanador, y el haz de interés clínico (ej. 6MV FFF).

1.3. Método Daisy-Chain

El método de corrección “Daisy-Chain” ha sido utilizado para la corrección de

mediciones en campos pequeños, especialmente previo a la publicación de factores

calculados por Monte Carlo [15][16]. Este método aplica una calibración cruzada del

detector de campos pequeños con un detector de referencia (típicamente cámara de

ionización) en un campo de tamaño intermedio tal que conserva el equilibrio lateral de

partículas cargadas. Las incertezas relacionadas con este método de corrección están

relacionadas con el posicionamiento del detector, factores de corrección KQ del detector

intermedio, factores de perturbación debidos a la presencia del detector, entre otros [15].

El objetivo del método Daisy Chain es compensar la diferencia en la respuesta de los

detectores debida a las variaciones espectrales entre los campos pequeño y convencional,

particularmente cuando el detector de campo pequeño no responde adecuadamente en

campos grandes [16][17].

La forma de aplicarlo a la hora de calcular factores de campo resulta [15][16]:

𝑆𝑐𝑝𝑐 =

𝑀𝑑𝑒𝑡


𝑀𝑑𝑒𝑡

𝑓𝑖𝑛𝑡𝑒𝑟×

𝑀𝐶𝐼𝑟𝑒𝑓

𝑓𝑖𝑛𝑡𝑒𝑟

𝑀𝐶𝐼𝑟𝑒𝑓

𝑓𝑟𝑒𝑓 Ec. 1.13

En esta ecuación:

𝑺𝒄𝒑𝒄 es el factor de campo, corregido.

𝑴𝒅𝒆𝒕𝒇𝒄𝒍𝒊𝒏 es la lectura del detector de campo pequeño, en el campo de interés fclin.

𝑴𝒅𝒆𝒕𝒇𝒊𝒏𝒕𝒆𝒓 es la lectura del detector de campo pequeño en el campo intermedio finter en el

cual se conserva el equilibrio lateral de partículas cargadas.




𝑴𝑪𝑰𝒓𝒆𝒇

𝒇𝒊𝒏𝒕𝒆𝒓 es la lectura de la cámara de ionización CIref en el campo intermedio fref.

𝑴𝑪𝑰𝒓𝒆𝒇

𝒇𝒓𝒆𝒇 es la lectura de la cámara de ionización de referencia CIref en el campo de

referencia, normalmente de 10x10 cm2.

El campo intermedio finter debe seleccionarse adecuadamente, acorde al tamaño de la

cámara de referencia CIref de modo que ésta no caiga en situación de campo pequeño;

normalmente este valor de tamaño de campo está entre 4x4 y 6x6 cm2.

Los autores de la Ref. [16] estudiaron la medición de factores de campo con diversos

diodos, empleando conos de radiocirugía; compararon los resultados corregidos y no

corregidos por el método Daisy-Chain. Con el conjunto particular de detectores

empleados por los autores de aquel trabajo, para el cono de 30 mm redujeron el desvío

estándar entre detectores de 0,5% a 0,3%. Para el cono de 5 mm la reducción fue de 2%

a 1,9%. Estos resultados muestran que, si bien se reduce el desvío estándar, factores más

precisos deben calcularse en función del comportamiento espectral con el tamaño de

campo, la profundidad y las características de cada detector.

La combinación del método Daisy-Chain con el formalismo presentado podría

mejorar la corrección, en especial si se emplean detectores que no se comportan

adecuadamente en campos pequeños. La Ref [17] presenta la ecuación:

Ω𝑄𝑐𝑙𝑖𝑛,𝑄𝑚𝑠𝑟𝑓𝑐𝑙𝑖𝑛,𝑓𝑚𝑠𝑟

= [𝑀𝑄𝑐𝑙𝑖𝑛


𝑀𝑄𝑖𝑛𝑡𝑓𝑖𝑛𝑡 ∙ 𝑘𝑄𝑐𝑙𝑖𝑛,𝑄𝑖𝑛𝑡

𝑓𝑐𝑙𝑖𝑛,𝑓𝑖𝑛𝑡]

𝑑𝑒𝑡

∙ [𝑀𝑄𝑖𝑛𝑡

𝑓𝑖𝑛𝑡

𝑀𝑄𝑚𝑠𝑟𝑓𝑚𝑠𝑟 ∙ 𝑘𝑄𝑖𝑛𝑡,𝑄𝑚𝑠𝑟

𝑓𝑖𝑛𝑡,𝑓𝑚𝑠𝑟]

𝐼𝐶

Ec. 1.14

Esta ecuación demanda el cálculo de factores de corrección para distintas

combinaciones detector – fclin – fint y detector – fint – fmsr. Sin embargo, cuanto mejor se

conserven las condiciones de equilibrio de partículas cargadas en el campo intermedio, el

factor 𝑘𝑄𝑖𝑛𝑡,𝑄𝑚𝑠𝑟𝑓𝑖𝑛𝑡,𝑓𝑚𝑠𝑟

más se aproximará a la unidad [17]. En tal caso, la Ecuación 1.14 puede

aproximarse mediante:

Ω𝑄𝑐𝑙𝑖𝑛,𝑄𝑚𝑠𝑟𝑓𝑐𝑙𝑖𝑛,𝑓𝑚𝑠𝑟

= [𝑀𝑄𝑐𝑙𝑖𝑛


𝑀𝑄𝑖𝑛𝑡𝑓𝑖𝑛𝑡 ∙ 𝑘𝑄𝑐𝑙𝑖𝑛,𝑄𝑚𝑠𝑟

𝑓𝑐𝑙𝑖𝑛,𝑓𝑚𝑠𝑟]

𝑑𝑒𝑡

∙ [𝑀𝑄𝑖𝑛𝑡

𝑓𝑖𝑛𝑡

𝑀𝑄𝑚𝑠𝑟𝑓𝑚𝑠𝑟]

𝐼𝐶

Ec. 1.15

Distintos autores han publicado factores de corrección 𝑘𝑄𝑐𝑙𝑖𝑛,𝑄𝑚𝑠𝑟𝑓𝑐𝑙𝑖𝑛,𝑓𝑚𝑠𝑟

para una variedad

de detectores y equipos de irradiación.




Capítulo 2: Detectores de radiación para campos

pequeños

El presente capítulo trata aspectos vinculados a los detectores de radiación y su

aptitud para uso en campos pequeños. En primer lugar, se presenta el concepto de

promediado volumétrico o efecto de volumen parcial dada su importancia en la dosimetría

de estos campos; se enumeran luego características deseables que debería cumplir un

detector; se presentan algunas de las tecnologías más empleadas; y finalmente se

caracterizan los detectores específicos que se utilizaron en el presente trabajo.

2.1. Efecto de promediado volumétrico

Al posicionar un detector para realizar una medición, en general se asume que la

lectura corresponde al punto en el que se sitúa el punto efectivo del detector. Sin embargo,

el detector no tiene un volumen infinitesimal, sino que, por el contrario, posee un volumen

finito, macroscópico. La Figura 2.1 ilustra la relación de tamaños entre el perfil de un

campo cuadrado de lado 1,4 cm, y una cámara de ionización de 0,125 cm3.

Figura 2.1. Perfil de dosis de un campo 1,4x1,4 cm2, y el volumen de

una cámara de ionización de 0,125 cm3. (Modificado de Ref. [6])

La señal producida por el detector es resultado de promediar la dosis en todo su

volumen sensible. Si éste se sitúa en una zona de gradiente de dosis, la señal producida

será diferente a la que produciría un detector infinitesimal colocado en el centro del

volumen del detector [5]. Cuanto mayor sea el tamaño del volumen de detección, mayor

será el volumen de integración. Esto es lo que se denomina efecto de promediado

volumétrico, o efecto de volumen parcial. Es muy relevante en dosimetría de campos

pequeños, en los que en general, no llega a establecerse una meseta en el perfil de dosis




sino que toda la curva refleja un gradiente de dosis [5]. En la Figura 2.1 este perfil se

aproxima como una curva gaussiana. El promediado volumétrico induce dos efectos en

la medición de perfiles [5][6][12]:

Subestimación de la dosis en el centro del campo, especialmente cuando el tamaño

del detector es mayor que la región de dosis “uniforme” del perfil, e incluye

regiones de penumbra.

Ensanchamiento de la penumbra. Cuanto más angosta sea la penumbra real del

campo, mayor será el efecto. El efecto se acentúa al normalizar la curva al valor

del eje central del haz.

La Figura 2.2 ilustra estos efectos, para un campo de 1x1 cm2, y detectores de

diferentes tamaños; se acentúa el efecto en el detector de mayor volumen, en este caso

una cámara Semiflex 0,125 cm3. El ensanchamiento aparente de la penumbra puede

provocar una sobreirradiación de los órganos en riesgo adyacentes al PTV [18].

Figura 2.2. Perfiles de un campo de 1x1 cm2 tomados con distintos detectores

a) El detector de mayor tamaño subestima el valor en el eje central del haz.

b) La penumbra se ve sobreestimada, efecto acentuado por normalización

de cada curva su valor en eje central. (Imágenes modificadas de Ref. [6]).

Se han reportado discrepancias locales de hasta un 10% entre perfiles medidos con

film y valores calculados, en regiones con un alto gradiente de dosis de una planificación

de IMRT [19]. Esta diferencia fue atribuida al tamaño de la cámara de ionización con la

que se tomaron las mediciones de comisionamiento del TPS, particularmente una cámara

de 0,125 cm3. Para la misma planificación se tomaron mediciones puntuales de dosis con

una cámara Farmer, con diferencia máxima de 6% respecto de lo calculado, mientras que

iguales mediciones con cámara PinPoint (Capítulo 2.4.2) arrojaron una diferencia

máxima de 2%. Los resultados muestran que una elección inadecuada del detector puede

derivar en conclusiones erróneas a la hora de evaluar una planificación [19].




La determinación de factores de campo también se ve afectada por el efecto de

volumen parcial; se observa una abrupta caída para tamaños de campo muy pequeños, en

especial en cámaras de ionización [15][19]. La irradiación parcial del volumen sensible

de la cámara puede afectar también a los factores de corrección por recombinación [15].

Desde el punto de vista práctico, la manera más conveniente de minimizar el efecto

de volumen parcial es la utilización de detectores de volumen suficientemente pequeño

[5]. Por otra parte, se han propuesto técnicas de deconvolución, para las que debe

caracterizarse al detector mediante su función de kernel, y deconvolucionar la señal

medida con el kernel, para obtener el perfil real [19]. Una vez obtenido un perfil, y

habiendo caracterizado debidamente un detector, podrían obtenerse las funciones de

kernel que caracterizan a otros detectores, a partir de curvas medidas.

2.2. Requisitos para detectores de campos pequeños.

Al seleccionar un detector para la dosimetría de campos pequeños deben tenerse en

cuenta aspectos físicos propios del haz, características del detector (materiales, tamaño,

etc.), el medio en el que se llevará a cabo la medición (por lo general, agua o material

equivalente) y la interacción entre estos factores.

Un detector a utilizar en dosimetría de campos pequeños debería contemplar los

siguientes aspectos [12][18]:

Volumen sensible suficientemente pequeño para evitar efecto de volumen parcial

y mejorar resolución espacial, en especial para caracterizar la penumbra.

Composición equivalente a agua y densidad másica similar a agua.

Respuesta independiente del espectro, de la dosis acumulada y de la tasa de dosis.

Independencia direccional/angular.

Respuesta estable y lineal con la dosis recibida.

Amplia disponibilidad comercial.

Forma de uso sencilla.

Posicionamiento preciso.

El criterio determinante al seleccionar un detector, suele ser el tamaño del volumen

sensible. Idealmente debe ser tal que el campo sea homogéneo en todo el volumen.




Los detectores comercialmente disponibles, no satisfacen simultáneamente todos los

criterios enumerados. Una práctica común, entonces, es realizar las mediciones con más

de un tipo de detector y luego comparar los resultados [4][12]. La magnitud a ser medida

(curvas PDD, perfiles de dosis, o factores de campo), y el uso posterior de tales

mediciones (comisionamiento de TPS, controles dosimétricos rutinarios, etc.) también

deben influir en la selección del detector.

Aunque existen detectores comerciales de volumen muy pequeño, igualmente

producen perturbaciones significativas debido a la presencia de materiales no

equivalentes a agua (o tejido) en la carcasa o en el volumen sensible, además de las

perturbaciones propias por tener dimensiones comparables al campo a medir. Por otra

parte, la disminución del volumen puede empobrecer la relación señal-ruido [14].

2.3. Tecnologías de detectores

2.3.1. Cámaras de ionización

Las cámaras de ionización han sido históricamente el tipo de detector más utilizado

para la dosimetría de haces convencionales de radioterapia [1][2]. Su respuesta a

radiación dispersa de baja energía es mejor que, por ejemplo, la de los diodos de silicio,

por lo que son más adecuadas para dosimetría de campos grandes [6]. Sin embargo,

debido a su volumen (generalmente mayor a 0,1 cm3), no son adecuadas para haces

pequeños, debido al efecto de volumen parcial. Las cámaras tipo Farmer son

ampliamente utilizadas en radioterapia, en especial para medición de dosis absoluta, pero

tienen un volumen relativamente grande (0,6 cm3), no compatible con campos pequeños.

Se han diseñado cámaras de volumen medio, más versátiles que las Farmer; un ejemplo

comercial es la cámara SunNuclear 125c (Capítulo 2.4.1) utilizada en el presente trabajo.

Se han desarrollado micro-cámaras, con un volumen sensible muy pequeño, de

alrededor de 0,01 cm3, aptas para mediciones de campos de tamaños del orden de los 2

cm de lado [6][20]. Un ejemplo de este tipo de cámara es el modelo PTW PinPoint 3D

31016 (Capítulo 2.4.2). Al emplearse este tipo de cámaras en tamaños de campo grandes,

deben tenerse en cuenta los efectos de irradiación de vástago y cable. Por otra parte, en

campos mayores a 10x10 cm2 las cámaras tipo PinPoint sobreestiman los factores de

campo, debido a una sobre-respuesta a fotones dispersos de baja energía [19]. La micro-




cámara no debe contener electrodo de acero, ya que esto aumentaría la dependencia

espectral de su respuesta [5][6][12]. En Ref. [5] se recomienda emplearlas realizando

calibración cruzada (“Daisy-Chain”) contra una cámara de tamaño medio, en un campo

de mayor tamaño.

2.3.2. Detectores tipo diodo semiconductor

Los detectores tipo diodo de silicio, es decir de estado sólido, presentan una respuesta

por unidad de volumen mayor que las cámaras de ionización, debido a su mayor densidad

de átomos [6], por lo que su volumen sensible puede ser del orden de las centésimas de

mm3, con un área sensible de algunos mm2, y un espesor resultante de decenas de µm.

Debido a este pequeño volumen sensible, se reduce el efecto de promediado volumétrico,

salvo en el caso de campos extremadamente pequeños [5].

Los detectores de silicio suelen exhibir dependencia angular, y alta sensibilidad a

fotones de energías del orden de los keV [5]. La respuesta del silicio al rango de bajas

energías se debe a que la relación entre coeficientes másicos de absorción del silicio y del

agua cambia considerablemente en ese rango energético, aumentando la sección eficaz

de efecto fotoeléctrico en el silicio, respecto del agua. Por otra parte, este material

muestra una menor dependencia en el rango de altas energías debido a la reducida

variación de la relación de stopping power entre silicio y agua, en el rango de MeV [1][5].

En campos de tamaño grande, del orden de 10x10 cm2 o mayor, hay gran cantidad de

fotones secundarios, de baja energía. Para estos casos, existen diodos blindados que

reducen el efecto de estos fotones [6][20]. En campos pequeños, la contribución de dosis

por estos fotones es pequeña, por lo que pueden utilizarse diodos de silicio no blindados

[5][6][20]. En [17] se sugiere que la dosimetría de campos pequeños con diodos no

blindados, arroja resultados más consistentes y comparables con otros tipos de detectores

de campos pequeños, que la dosimetría con diodos blindados.

Debe tenerse en cuenta que el silicio, debido a su densidad (ρSi = 2.33 g/cm3) mayor

que la del agua (ρwater = 1.00 g/cm3), produce mayor perturbación y sobre-estimación de

dosis, como se ha señalado en el Capítulo 1.2.2.1 (ver Figura 1.5) [12]. Algunos autores,

como en la Ref. [21], explican esta sobre-estimación por el mayor número atómico del

silicio. En la Ref. [22] puede encontrarse una síntesis de los trabajos que han reportado,

en distintas condiciones, este fenómeno. Sin embargo, los autores de la Ref. [17] han




encontrado mayor sobre-respuesta de detectores no blindados en campos de tamaño

mayor a 4x4 cm2; este efecto en campos pequeños fue observado por dichos

investigadores en diodos blindados, debido a los materiales empleados para tal fin. Los

demás materiales del encapsulado también contribuyen a la respuesta de estos detectores.

Los detectores tipo diodo se caracterizan por su rápida respuesta temporal

(microsegundos vs milisegundos en las cámaras de ionización), buena resolución espacial

(debido a su pequeño tamaño), y alta sensibilidad. Su respuesta, por otra parte, se ve

afectada por la temperatura y la tasa de dosis y pueden presentar dependencia direccional

[1][6][20].

En el presente trabajo, se realizaron mediciones con los diodos PTW Diode E T60017

(Capítulo 2.4.3) y SunNuclear Edge Detector (Capítulo 2.4.4).

2.3.3. Detectores de diamante

Los detectores de diamante son de tipo estado sólido, pudiendo encontrarse dos

variedades, los que cuentan con cristal natural (por ejemplo el modelo PTW 60003) y

aquellos con cristal de diamante sintético (como lo es el modelo PTW microDiamond

60019; capítulo 2.4.5).

Al igual que en el caso de los diodos, debido a su alta sensibilidad, pueden construirse

con pequeños volúmenes sensibles (menor a 1 mm3), por lo que son adecuados para

mediciones en campos pequeños [1][6][18], logrando relativamente alta resolución

espacial. Son también de respuesta rápida.

Cuando el diamante absorbe radiación ionizante, se induce un cambio temporal en la

conductividad eléctrica del material. Frente a fotones en el rango de los MeV, su

dependencia energética es despreciable [18], ya que la relación de stopping power del

diamante con el agua es constante en dicho rango [5]. Tampoco presenta sobre-respuesta

a los fotones de keV, por lo que son aptos también para tamaños de campo grandes

[6][23]. Estos detectores exhiben una pequeña dependencia con la tasa de dosis (en

especial los de cristal natural) pero puede aplicarse una corrección [1][5]. Los cristales

sintéticos presentan una buena respuesta angular [1][6], mientras que los cristales

naturales pueden mostrar respuesta direccional o asimetrías en la respuesta, debido a

impurezas, corte del material, entre otros [18].




Desde el punto de vista del coeficiente de absorción másico, este material puede

considerarse similar al agua [19]. Sin embargo presenta una densidad alta (ρdiamond ≈ 3,52

g/cm3) que podría derivar en una subestimación de la penumbra al registrar perfiles de

dosis [18], y sobre-respuesta en campos pequeños [24], como ocurre con los diodos. En

la Ref. [19], se llega a la conclusión que el detector de diamante es una buena alternativa

para medir factores de campo pequeño, respecto a cámaras de ionización.

2.3.4. Películas radiocrómicas

Las películas radiocrómicas son ampliamente utilizados en dosimetría de campos

pequeños debido a que presentan alta resolución espacial con baja dependencia energética

entre 100 keV y 10 MeV [12]. Son dosimétricamente agua equivalentes, su número

atómico efectivo es similar al del agua [25]. Generan un mapa bidimensional de la

distribución de dosis. A diferencia de las películas radiográficas de emulsión, no

requieren revelado químico, sino que experimentan autorevelado (Figura 2.3), siendo a

su vez, prácticamente no sensibles a la luz visible.

Demandan una manipulación cuidadosa, calibración del lote de películas, múltiples

mediciones para reducir incertezas, caracterización del scanner con que se digitalizarán,

entre otros. Los protocolos AAPM TG-55 y TG-69 especifican los procedimientos

necesarios de aceptación y controles de calidad para la utilización de este método.

Figura 2.3. Película radiocrómica Gafchromic EBT3 que ha sido irradiado con

diferentes dosis, en CEMENER. Fotografía tomada pocos minutos después de la irradiación.

2.3.5. Otros detectores aptos para campos pequeños

Las películas radiográficas de emulsión de plata son utilizadas para dosimetría

relativa. Presentan, como desventajas, dependencia espectral ante fotones de baja energía,

y artefactos propios del proceso de revelado. Como ventaja, presentan alta resolución




espacial y posibilitan obtener una distribución de dosis completa con una única

irradiación [20].

Los dosímetros termoluminiscentes TLD son aptos para mediciones puntuales de

dosis y dosimetría in vivo. Exhiben una dependencia energética y respuesta lineal con la

dosis [1][20]. La precisión está limitada a la técnica de medición e irradiación, y su

incertidumbre aumenta a medida que disminuye el tamaño de campo [1].

Los detectores de fibra óptica (FOD) utilizan polímeros de centelleo como el

polivinil tolueno [22]. Este polímero tiene una densidad muy cercana a la del agua (ρPVT

= 1.03 g/cm3). Pueden construirse muy pequeños para disminuir el efecto volumétrico,

pero a costa de una señal óptica relativamente baja, por lo que tienden a exhibir una señal

ruidosa, requieriendo entonces largo tiempo de integración. Presentan dependencia

importante con la temperatura. La radiación incidente sobre la fibra óptica produce efecto

Cherenkov, lo que demanda un procesamiento de la señal [5].

Existen otras tecnologías, como Geles de Fricke y dosimetría por alanina, que

requieren equipamiento y procesamiento adicional, mostrando limitaciones para la

dosimetría de rutina en el ámbito clínico. Otros tipos de cámaras de ionización son las

de volumen sensible líquido (como la PTW 31018 microLion), no desarrolladas en el

presente trabajo. En Ref. [17] puede encontrarse una comparación de resultados entre

una variedad de tecnologías para dosimetría, incluyendo aquellas no desarrolladas en el

presente trabajo.

La Tabla 2.1 compara cualitativamente las tecnologías descriptas. La Figura 2.4

muestra los resultados obtenidos en la Ref. [26] en mediciones de factores de campo con

cámara de ionización, gel de Fricke, film, TLD y valores calculados mediante Monte

Carlo. Puede notarse el efecto de promediado volumétrico de la cámara de ionización

que, como se dijo en el Capítulo 2.1, no afecta sólo al trazado de perfiles sino también a

la determinación de factores de campo.




Tabla 2.1. Comparativa cualitativa entre distintos tipos de detectores (Modificado de Ref. [20]).

Cámara

de

ionización

Diodo Diamante Película

radiocrómica

Película

radiográfica TLD

Independencia

energética Alta Media Alta Alta Media Alta

Resolución

espacial

Baja/

Media Alta Alta Alta Alta Media

Equivalencia

con agua Baja Baja Alta Alta Baja Alta

Facilidad de

uso Alta Alta Media/Alta Media Media Baja

Figura 2.4. Factores de campo obtenidos con Gel de Fricke, TLD, film radiocrómico,

cámara de ionización y Monte Carlo. (Modificado de Ref. [26])

2.4. Detectores comerciales empleados en el presente trabajo

A continuación, se caracterizan los detectores comerciales empleados durante la

realización del presente trabajo, de acuerdo a la información publicada por los fabricantes.

2.4.1. Cámara de ionización SunNuclear 125c

La cámara de ionización tipo dedal SunNuclear 125c (Figura 2.5) ha sido diseñada

para dosimetría relativa, absoluta y obtención de perfiles de fotones y electrones. Es

sumergible, y su volumen sensible es abierto a la atmósfera, de manera de igualar la

presión interna con la presión atmosférica. La pared de la cámara es de PMMA (1,19

g/cm3) de 0,3 mm de espesor; el electrodo exterior es de grafito (1.82 g/cm3), con un

espesor de 0,25 mm; y el electrodo central de aluminio, con un diámetro de 0,8 mm. El

volumen sensible es de 0,108 cm3, con un diámetro de 4,75 mm. Ha sido diseñada para

tamaños de campo de entre 3 y 40 cm. En el marco del presente trabajo, ha sido utilizada

para evaluar el comportamiento de una cámara de volumen relativamente grande en

tamaños de campo pequeño y contrastar el desempeño de los demás detectores.




Figura 2.5. Cámara de ionización SunNuclear 125c.

2.4.2. Cámara de ionización PTW PinPoint 31016

La cámara de ionización PTW PinPoint 31016 (Figura 2.6) es sumergible, abierta a

la atmósfera, con un volumen sensible de 0,016 cm3, diseñada para dosimetría absoluta,

y medición de factores y perfiles de fotones. Su diámetro interno es de 2,9 mm, lo que le

otorga mayor resolución espacial que la cámara 125c. Ha sido diseñada para tamaños de

campo de entre 2 y 30 cm de lado. La pared de la cámara se compone de 0,57 mm de

PMMA (1,19 g/cm3) y 0,09 mm de grafito (1,84 g/cm3). El electrodo central es de

aluminio.

Figura 2.6. Cámara de ionización PTW PinPoint 31016.

2.4.3. Diodo PTW T60017 Diode E

El diodo PTW T60017 Diode E (Figura 2.7) es un detector no blindado (unshielded)

que puede ser utilizado para dosimetría de fotones y electrones, en aire, agua y fantomas

sólidos. En el caso de fotones, el manual especifica aptitud para tamaños de campo de

entre 1 y 10 cm de lado. El área sensible es de 1 mm2, con un volumen de 0,3 mm3.

http://www.ptw.de/uploads/pics/31016_04.jpg




Figura 2.7. PTW Diode E T60017.

2.4.4. Diodo SunNuclear EDGE Detector

El detector SunNuclear EDGE Detector (Figura 2.8) es del tipo diodo de silicio, con

un encapsulado de latón (brass), sumergible en agua, con un área activa de 0,8x0,8 mm2.

Ha sido diseñado para dosimetría relativa y obtención de perfiles, en especial en campos

pequeños dado el tamaño reducido de su volumen sensible. De acuerdo a lo especificado

por el fabricante, su empleo es apto para tamaños de campo de entre 0,5 y 10 cm.

Figura 2.8. Diodo SunNuclear Edge Detector.

2.4.5. Diamante sintético PTW microDiamond 60019

Este detector PTW microDiamond 60019 (Figura 2.9) es de tipo diamante sintético

monocristal, diseñado para haces de fotones y de electrones. Puede ser utilizado en agua,

aire y fantomas sólidos. Tienen un volumen sensible de 0,004 mm3, con un diámetro de

2.2 mm. El encapsulado se compone de RW3 y epoxy. Puede ser utilizado en campos

de entre 1x1 cm2 a 40x40 cm2, aunque el manual de uso contempla mediciones en

tamaños de campo menores, recurriendo a factores de corrección.

En la Ref. [17], se calcula un factor de corrección por efecto volumétrico para este

modelo. Se concluye que el error en las mediciones no corregidas de factores de campo

es menor al 2% para tamaños de campo mayores a 1,2 x 1,2 cm2.




Figura 2.9. Detector PTW microDiamond 60019.

La Tabla 2.2 resume datos técnicos importantes de estos detectores.

Tabla 2.2. Características técnicas de los detectores empleados en el presente trabajo.

SNC 125c PTW PinPoint PTW

Diodo E

SNC Edge

Detector

PTW

µDiamond

Diseño CI tipo dedal CI tipo dedal Diodo de Silicio Diodo de Silicio

Cristal de

diamante

sintético

Uso

Fotones:

Co60 a 25 MV

Electrones: 9 a

25 MeV

Fotones: Co60 a

50 MV

Fotones: Co60 a

25 MV

Electrones: 6 a

25 MeV

Fotones Fotones

Electrones

Vol. sensible 0,108 cm3 0,016 cm3 0,03 mm3 0,019 mm3 0,004 mm3

Area sensible No aplica. No aplica. 1 mm2 0,8x0,8 mm2 Radio 1,1 mm

Polarización

nominal ±300 V ±400 V 0 V 0 V 0 V

Sensibilidad

típica 3,4 nC/Gy 0,4 nC/Gy

9 nC/Gy

32 nC/Gy 1 nC/Gy

Tamaños de

campo

recomendado

3 a 40 cm 2 a 30 cm 1 a 10 cm

(fotones) 0,5 a 10 cm 1 a 40 cm




Capítulo 3: Mediciones dosimétricas

3.1. Equipamiento utilizado

Las mediciones dosimétricas se realizaron utilizando un acelerador lineal de

electrones Varian TrueBeam®, en el Fundación Centro de Medicina Nuclear y Molecular

Entre Ríos (CEMENER) (Figura 3.1). Si bien este equipo ofrece la posibilidad de

irradiar con diversas energías nominales de fotones y electrones, para la realización del

presente trabajo se consideraron haces de: 6 MV, 6 MV FFF, 10 MV y 10 MV FFF,

siempre en modalidad fotones, a los fines de comparar características dosimétricas de dos

energías nominales diferentes, y cada una de ellas con su correspondiente modalidad sin

filtro aplanador.

Figura 3.1. Acelerador lineal Varian TrueBeam®, en CEMENER.

Bajo el cabezal de irradiación, fantoma SunNuclear 3D Scanner®.

Además de los detectores descriptos en el Capítulo 2, se utilizó:

Fantoma SunNuclear 1D Scanner® (Figura 3.2.): para la medición de factores de

campo con todos los detectores. Este fantoma permite, mediante software,

controlar los movimientos del detector en sentido vertical.




a) b) Figura 3.2. Fantoma SunNuclear 1D Scanner. a) Cara frontal. b) Con cámara 125c.

Electrómetro SunNuclear PC Electrometer® (Figura 3.3.): Este electrómetro de

dos canales se conecta vía USB a una computadora, y muestra por pantalla los

valores de carga y corriente de cada canal. Permite generar automáticamente

tablas con los valores medidos. Se utilizó en conjunto con el fantoma 1D Scanner.

Figura 3.3. SunNuclear PC Electrometer (abajo a la derecha) y software asociado.

Fantoma SunNuclear 3D Scanner® (Figuras 3.1 y 3.4.): para la medición de

perfiles, y curvas PDD, con todos los detectores. Permite controlar, mediante

software, la posición del detector en tres direcciones dentro del fantoma. Este

equipo incorpora un electrómetro, por lo que no se requiere un electrómetro

externo. El software asociado (SNC Dosimetry) permite automatizar secuencias

de escaneo, graficar curvas y perfiles, procesar dichas curvas, y exportar

mediciones a distintos TPS comerciales.




Figura 3.4. Fantoma SunNuclear 3D Scanner®, con cámaras de ionización 125c.

Para los haces de cada energía nominal se calculó el valor de TPR20/10. En el caso del

haz de 6 MV, resultó igual a 0,667 (tamaño de campo 10x10 cm2). Recurriendo a la

Ecuación 1.1, el tamaño mínimo de lado del campo para alcanzar LPCE, e introduciendo

hipotéticamente un detector de tamaño infinitesimal en el mismo, es:

𝑇𝐶𝑚𝑖𝑛6𝑀𝑉 = 5,973 ∙ 0,667 − 2,688 [𝑔 ∙ 𝑐𝑚−2] × 2 = 2,597 [𝑔 ∙ 𝑐𝑚−2] Ec. 3.1.

Es decir, en agua (ρ=1 g/cm3), aproximadamente 2,6 cm. Es esperable, por lo tanto,

observar efectos de promediado volumétrico para tamaños de campo menores a este

tamaño (incluso en tamaños de campo algo mayores, dado el tamaño finito de los

detectores).

De igual manera se procedió para el haz de 6 MV FFF: TPR20/10 = 0,630, por lo cual:

𝑇𝐶𝑚𝑖𝑛6𝑀𝑉𝐹𝐹𝐹 ≅ 2,2 [𝑐𝑚]

En el caso del haz de 10 MV, TPR20/10 = 0,740; por lo tanto:

𝑇𝐶𝑚𝑖𝑛10𝑀𝑉 ≅ 3,5 [𝑐𝑚]

Finalmente, para la energía 10 MV FFF, TPR20/10 = 0,705; por lo tanto:

𝑇𝐶𝑚𝑖𝑛10𝑀𝑉𝐹𝐹𝐹 ≅ 3,05 [𝑐𝑚]




La Tabla 3.1 resume los datos referidos a los haces utilizados. Observando estos

resultados, en coherencia con la Ecuación 1, se verifica que al aumentar la energía

nominal del haz, y su correspondiente TPR20/10, aumenta el tamaño de campo límite, por

debajo del cual se pierde la condición de equilibrio electrónico (campo pequeño).

Tabla 3.1. Características de los haces empleados, Acelerador Varian TrueBeam®.

Potencial nominal PDD20/10 TPR20/10 TC mín [cm]

6 MV FFF 0,545 0,630 2,154

6 MV 0,574 0,667 2,597

10 MV FFF 0,604 0,705 3,050

10 MV 0,631 0,740 3,458

3.2 Consideraciones prácticas

Llevar a cabo la práctica dosimétrica de campos pequeños, exige ciertas

consideraciones, a los fines de disminuir incertezas o errores.

En campos grandes, en el centro del haz se establece un perfil aplanado o plateau,

región en la que se ubica el detector para realizar las mediciones. En campos pequeños,

en cambio, no llega a establecerse esta meseta de dosis [5]. Por lo tanto, es importante

observar el posicionamiento correcto del detector en el centro del haz. Para ello, pueden

registrarse perfiles cross-plane e in-plane, y establecer el punto de máxima señal como el

centro del haz [5]. Este método fue empleado en las Ref. [14] y [15]. Además, cuando

se toman mediciones en profundidad, como en el caso de PDD, es recomendable realizar

este mismo procedimiento en varias profundidades, para identificar si hay desviaciones

del eje central del haz respecto de la vertical. Si ello sucede, el detector podría caer en

una región fuera del campo al descender en el fantoma. El fantoma 3D Scanner utilizado

en el presente trabajo, ofrece la función RayTrace, que realiza esta tarea: mediante

mediciones de perfiles a diferentes profundidades, traza la recta que recorre el haz, y

desplaza por ella al detector. Esta función se ha empleado para el registro de PDD.

Por la misma razón, si se requieren datos de TPR, es preferible medir directamente la

curva de TPR en vez de calcularla a partir de los barridos de PDD. De esta manera, la

distancia fuente-cámara permanece constante, y el área del detector expuesta al haz no

varía con la profundidad.

En las mediciones convencionales de PDD, TPR y perfiles, normalmente se utiliza

un detector de referencia para corregir fluctuaciones en la tasa de dosis entregada por el

acelerador; éste se incluye dentro del campo, cerca de una esquina o borde, para evitar




interferencias que afecten la medición del detector de campo. De esta manera, las

fluctuaciones afectarán igualmente a ambos detectores, y pueden ser fácilmente

canceladas matemáticamente. En campos pequeños es inviable colocar el detector de

referencia dentro del campo sin que produzca alteraciones en la medición del detector

principal. Una posible solución consiste en utilizar un detector de muy alta respuesta,

fuera del campo [5]; por ejemplo, una cámara de ionización de gran volumen, como un

modelo Farmer o mayor [22]. Una cámara más grande se requiere al disminuir el tamaño

de campo o al aumentar la distancia desde esta cámara al eje central del haz. Otra

alternativa consiste en realizar lecturas “paso a paso”, irradiando un número fijo de

unidades monitor en cada posición del detector [5][14]. Un mayor tiempo de irradiación

(o mayor cantidad de unidades monitor) en cada punto, mejora la relación señal ruido [8]

La separación entre puntos debe elegirse considerando el tamaño del campo a registrar.

Como se verá en el Capítulo 3.4, tanto para el trazado de perfiles como de curvas PDD se

utilizó el registro punto a punto.

Existen otras alternativas para el problema del detector de referencia, como por

ejemplo, una cámara “de transmisión” (IBA Stealth Chamber®) que se coloca en el

cabezal del acelerador de manera que el haz la atraviese, sin ser alterado de manera

significativa (Figura 3.5). Un estudio detallado de este sistema puede encontrarse en la

Ref. [27]. Por otra parte, algunos modelos de aceleradores lineales permiten alojar una

cámara de referencia dentro del cabezal del equipo.

Figura 3.5. Cámara de transmisión IBA Stealth Chamber, colocada como

cámara de referencia en el cabezal de un acelerador lineal.

(Tomada de página web de IBA Dosimetry®)




3.3. Factores de campo

Las mediciones realizadas para el cálculo de factores de campo, fueron llevadas a

cabo utilizando el fantoma 1D Scanner, con una distancia fuente-superficie (source-

surface distance, SSD) de 100 cm. Los tamaños de campo empleados fueron: 0,5 cm; 1

cm; 2 cm; 3 cm; 4 cm; 6 cm; 8 cm y 10 cm, todos ellos cuadrados, generados por los

colimadores secundarios. La profundidad en agua fue de 5 cm para 6 MV y 6 MV FFF,

y de 10 cm para 10 MV y 10 MV FFF. El tamaño de campo de normalización fue de

10x10 cm2. Cada uno de los detectores fue centrado en el campo, y su posicionamiento

fue verificado previo a las irradiaciones con los tamaños de campo más pequeños. En

todos los casos se realizaron tres lecturas, que fueron promediadas; se tuvo en cuenta

además la preirradiación de cada detector, acorde a lo especificado por los fabricantes.

La Figura 3.6 muestra los cocientes de lecturas, denominados output ratios (OR), en

función del tamaño de campo para cada uno de los detectores, con haz de 6 MV. Estos

valores son presentados en la Tabla 3.2. Puede apreciarse que para tamaños de campo

menores a 2x2 cm2, los OR difieren marcadamente entre sí. Los detectores que más se

alejan del conjunto son las cámaras de ionización (125c y PinPoint). Como se ha señalado

en el Capítulo 2.1, ello se debe al efecto de promediado volumétrico: en campos pequeños

una zona de baja dosis queda incluido en el volumen sensible, aun estando la cámara

perfectamente centrada en el haz. Ello implica una subestimación del factor de campo

buscado. El efecto es mayor en la cámara de mayor volumen, es decir el modelo SNC

125c. Por otra parte, el OR del diodo Edge, adopta un valor mayor que el Diodo E y el

microDiamond, en especial para el campo de tamaño 0,5x0,5 cm2. Esto se analizará más

adelante en el presente capítulo. La heterogeneidad de estos resultados evidencia la

necesidad de aplicar correcciones.

Tabla 3.2. OR obtenidos con haz 6 MV, y desvío estándar de cada tamaño de campo.

Campo

[cm2] 125c PinPoint Diodo E

Micro

Diamond Edge

0,5x0,5 0,2214 0,2730 0,4202 0,4098 0,4795

1x1 0,6298 0,6921 0,7500 0,7437 0,7641

2x2 0,8412 0,8466 0,8433 0,8518 0,8509

3x3 0,8830 0,8856 0,8747 0,8838 0,8805

4x4 0,9082 0,9103 0,8996 0,9080 0,9045

6x6 0,9488 0,9498 0,9427 0,9481 0,9454

8x8 0,9785 0,9795 0,9749 0,9772 0,9770

10x10 1,0000 1,0000 1,0000 1,0000 1,0000




Figura 3.6. Cocientes de lecturas (output ratios) en función del tamaño de campo, haz de 6 MV.

De acuerdo a lo establecido por el formalismo presentado en el Capítulo 1.2.2, estos

cocientes deben ser multiplicados por los factores de corrección 𝑘𝑄𝑐𝑙𝑖𝑛,𝑄𝑚𝑠𝑟𝑓𝑐𝑙𝑖𝑛,𝑓𝑚𝑠𝑟

(ver Ec. 1.8).

Los factores de corrección disponibles en la bibliografía consultada (Refs. [14] y [28]),

se listan en la Tabla 3.3. Si bien han sido inicialmente calculados para modelos de

aceleradores lineales diferentes al Varian TrueBeam®, se optó por utilizarlos,

considerando que esta variable no tiene un peso preponderante en el valor final del factor,

como lo indica la Ref. [14], y se señaló en el Capítulo 1.2.2.1. No se han tenido en cuenta

factores de corrección publicados para CyberKnife®, ni TomoTherapy®.

Tabla 3.3. Factores de corrección 𝑘𝑄𝑐𝑙𝑖𝑛,𝑄𝑚𝑠𝑟𝑓𝑐𝑙𝑖𝑛,𝑓𝑚𝑠𝑟

(N/E=no encontrado; valor*: interpolado)

Campo


Micro

Diamond Edge

0,5x0,5 N/E N/E 0,949 1,0040 0,9275

1x1 N/E 1,0300 0,992 0,9910 0,967

2x2 N/E 1,0030 1,016 1,0020 N/E

3x3 N/E 1,0035* 1,015* 1,0025* N/E

4x4 N/E 1,0040 1,014 1,0030 N/E

6x6 N/E 1,0000 1,008 1,0020 N/E

8x8 N/E 1,0000* 1,004* 1,0010* N/E

10x10 N/E 1,0000 1,000 1,0000 N/E

En la Figura 3.7 y en la Tabla 3.4 se presentan los factores de campo (output factors,

OF) resultantes de aplicar los factores de corrección a los correspondientes cocientes de

lecturas. Al ser comparadas las Figuras 3.6 y 3.7, se aprecia cómo los factores de campo

0

0,1

0,2

0,3

0,4

0,5

0,6

0,7

0,8

0,9

1

1,1

0 0,5 1 1,5 2 2,5 3 3,5 4 4,5 5 5,5 6 6,5 7 7,5 8 8,5 9 9,5 10 10,5

OR

(M

tc/M

10

x10)

Lado de campo cuadrado [cm]

SunNuclear 125c

PTW PinPoint

PTW Diode E

PTW microDiamond

SunNuclear Edge




determinados con distintos detectores tienden a superponerse en los campos de menor

tamaño.

Tabla 3.4. Factores de campo, resultantes de multiplicar los factores de corrección disponibles

por los correspondientes cocientes de lecturas. Ver Figura 3.7. Campo


Micro

Diamond Edge

0,5x0,5 - - 0,3988 0,4114 0,4447 1x1 - 0,7128 0,7440 0,7370 0,7389 2x2 - 0,8492 0,8568 0,8535 - 3x3 - 0,8887 0,8878 0,8860 - 4x4 - 0,9139 0,9122 0,9107 - 6x6 - 0,9498 0,9503 0,9499 - 8x8 - 0,9795 0,9787 0,9781 -

10x10 - 1,0000 1,0000 1,0000 -

Figura 3.7. Factores de campo, resultantes de multiplicar cada cociente de lecturas por su

correspondiente factor de corrección. Haz de 6 MV.

Como se ha observado en la Figura 3.6 y en la Tabla 3.2, para los campos de menor

tamaño los cocientes de lecturas del diodo SunNuclear Edge toman valores más altos que

los de los detectores PTW Diodo E y microDiamond. A la vez, los factores de corrección

para el dido Edge son los más alejados de la unidad para estos tamaños de campo, siendo

menores que 1. Ello indica que de los tres detectores, el diodo Edge es el que mayor

sobreestimación provoca, posiblemente por su encapsulado metálico.

En el Capítulo 1.3 se ha descripto el método Daisy-Chain para corregir diferencias

en el comportamiento del detector de campos pequeños ante otros tamaños de campo.

0

0,1

0,2

0,3

0,4

0,5

0,6

0,7

0,8

0,9

1

1,1

0 0,5 1 1,5 2 2,5 3 3,5 4 4,5 5 5,5 6 6,5 7 7,5 8 8,5 9 9,5 10 10,5

Fact

or

de

cam

po


SunNuclear 125c

PTW PinPoint

PTW Diode E

PTW microDiamond

SunNuclear Edge




Con el objetivo de evaluar la necesidad de correcciones en los detectores empleados, se

aplicó el método (Ecuación 1.15) con un campo intermedio de 4x4 cm2, usando la cámara

de ionización SunNuclear 125c como detector de referencia. En las Figuras 3.8 a 3.11

se presentan las comparaciones entre los factores de campo corregidos por el método y

sin corregir.

Figura 3.8. Comparación entre factores de campo corregidos por método Daisy-Chain y sin corregir.

Medición con cámara de ionización PTW PinPoint.


Medición con diodo PTW Diode E.

0,3

0,4

0,5

0,6

0,7

0,8

0,9

1

0 0,5 1 1,5 2 2,5 3 3,5 4 4,5

Fact

or

de

cam

po


OF PinPoint - Daisy-Chain

OF PinPoint

0,3

0,4

0,5

0,6

0,7

0,8

0,9

1

0 0,5 1 1,5 2 2,5 3 3,5 4 4,5

Fact

or

de

cam

po


OF Diodo E - Daisy-Chain

OF Diode E





Medición con PTW microDiamond.


Medición con diodo SunNuclear Edge.

Como se observa en las figuras, para estos detectores en particular el aporte del

método es poco notable, lo que indica que presentan baja dependencia espectral en el

rango de tamaños de campo entre 0,5x0,5 cm2 a 10x10 cm2. Estos resultados son

coherentes con los presentados en la Ref. [16], si bien no se trata exactamente del mismo

conjunto de detectores. En el caso del trabajo citado, el método Daisy-Chain provee una

mejora en las mediciones realizadas con el detector IBA SFD®.

En las Figuras 3.12, 3.13 y 3.14 se muestran los OR obtenidos con los detectores en

haces de 6 MV FFF, 10 MV y 10 MV FFF respectivamente. Para estas energías no se

dispone aún de factores de corrección, pero se espera que el código de práctica IAEA-

AAPM TRS 483 incluya estos factores.

0,3

0,4

0,5

0,6

0,7

0,8

0,9

1

0 0,5 1 1,5 2 2,5 3 3,5 4 4,5

Fact

or

de

cam

po


OF microDiamond - Daisy-Chain

OF microDiamond

0,2

0,3

0,4

0,5

0,6

0,7

0,8

0,9

0 0,5 1

Fact

or

de

cam

po


OF Edge - Daisy-Chain

OF Edge




Figura 3.12. OR en función del tamaño de campo para haz 6 MV FFF.

Figura 3.13. OR en función del tamaño de campo para haz 10 MV.

Figura 3.14. OR en función del tamaño de campo para haz 10 MV FFF.

0

0,2

0,4

0,6

0,8

1

1,2

0 0,5 1 1,5 2 2,5 3 3,5 4 4,5 5 5,5 6 6,5 7 7,5 8 8,5 9 9,5 10 10,5

OF

(Mtc

/M1

0x1

0)


SunNuclear 125c

PTW PinPoint

PTW Diode E

PTW microDiamond

SunNuclear Edge

0

0,2

0,4

0,6

0,8

1

1,2

0 0,5 1 1,5 2 2,5 3 3,5 4 4,5 5 5,5 6 6,5 7 7,5 8 8,5 9 9,5 10 10,5

OF

(Mtc

/M1

0x1

0)


SunNuclear 125c

PTW PinPoint

PTW Diode E

SunNuclear Edge

SunNuclear Edge

0

0,2

0,4

0,6

0,8

1

1,2

0 0,5 1 1,5 2 2,5 3 3,5 4 4,5 5 5,5 6 6,5 7 7,5 8 8,5 9 9,5 10 10,5

OF

(Mtc

/M1

0x1

0)


SunNuclear 125cPTW PinPointPTW Diode EPTW microDiamondSunNuclear Edge




Se observa que los resultados para estos haces son concordantes con los presentados

en la Figura 3.6 para haz de 6 MV. Para 10 MV y 10 MV FFF el valor de OR de la

cámara PinPoint se ha acercado más al de la cámara 125c para los menores tamaños de

campo. Esto es atribuible al mayor rLPCE en estos haces, por lo que la cámara queda en

situación más desfavorable.

3.4. Perfiles de dosis

Para el trazado de perfiles transversales de dosis en profundidad se registraron puntos

paso a paso, sin utilizar detector de referencia, para evitar las perturbaciones que éste

provocaría, como se señaló en el Capítulo 3.2. La distancia entre puntos se eligió de

acuerdo al tamaño del campo a medir. El tiempo de integración en cada punto fue de 0,25

segundos. Todas las curvas presentadas en esta sección, y en la siguiente, han sido

graficadas con el software SNC Dosimetry®. Las medidas de penumbras y tamaños de

campo a partir de los perfiles, también fueron determinados con este software: para haces

WFF la penumbra es definida como la distancia entre el 20 % y el 80% de la altura en el

eje central del haz; el tamaño de campo se define como el ancho a mitad de altura del

perfil. Todos los perfiles fueron medidos a DFS=100 cm. En primer lugar, se exponen

resultados para el haz de 6 MV, tamaños de campo (en cm2): 10x10; 3x3; 2x2; 1,5x1,5;

1x1 y 0,5x0,5; a profundidad de 10 cm.

La Figura 3.15 muestra el conjunto de perfiles obtenidos para un campo de 10x10

cm2. El paso (separación entre puntos) para la medición fue de 0,2 cm. Si bien no se

trata de un campo pequeño, se ha elegido este tamaño por ser el de referencia en la

mayoría de los protocolos dosimétricos actuales. La Tabla 3.5 reúne la información

recabada con cada detector para el campo de 10x10 cm2: tamaño de campo determinado

a partir del perfil y ancho de la penumbra. Para comparar los tamaños de campo medido

y configurado, las dimensiones del campo en plano isocéntrico fueron “trasladadas” a

profundidad por trigonometría (en adelante, TCprof). Se hizo de esta manera para no

operar sobre los datos arrojados por el software.




Figura 3.15. Perfiles obtenidos en haz de 6 MV, campo 10x10 cm2,

con todos los detectores.

Puede verse en la Tabla 3.5 que para el campo de 10x10 cm2 todos los detectores

determinan perfectamente el tamaño de campo. La penumbra más ancha es registrada

por la cámara de ionización SNC 125c, seguida por la cámara PinPoint. Este resultado

es razonable, dado que ellas poseen los mayores volúmenes sensibles. En la Figura 3.16

se aprecia la curva correspondiente a la cámara 125c.

Tabla 3.5. Mediciones de perfiles en TC=10x10 cm2. TCprof=11x11 cm2. Haz 6MV.

Detector TC medido [cm] Penumbra [cm]

SNC 125c 11,00 0,69

PTW PinPoint 11,00 0,63

PTW Diode E 10,98 0,54

PTW microDiamond 10,99 0,57

SNC Edge 10,98 0,53

Figura 3.16. Campo 10x10 cm2, 6 MV, en la región de penumbra.

Se señala el comportamiento de la cámara SNC 125c.

De igual manera se procedió con el campo de 3x3 cm2, a 10 cm de profundidad; los

datos son volcados en la Tabla 3.6. El paso con el que se tomaron los datos fue de 0,2




cm. El tamaño de campo calculado por el software en todos los casos fue menor que el

esperado. Estas diferencias pueden atribuirse a la tolerancia mecánica de

posicionamiento de las mordazas. El tamaño de campo se encuentra dentro del rango

especificado por los fabricantes para todos los detectores.

Tabla 3.6. Mediciones de perfiles en TC=3x3 cm2. TCprof=3,3x3,3 cm2. Haz 6MV.


SNC 125c 3,29 0,55




SNC Edge 3,24 0,42

La Figura 3.17 muestra los perfiles obtenidos al configurar un tamaño de campo de

2x2 cm2 (TCprof=2,2x2,2 cm2). El paso de avance del detector fue de 0,1 cm. Al

inspeccionar la gráfica, se evidencian efectos del volumen de los detectores,

particularmente en la zona de la penumbra. Los datos correspondientes a estas

mediciones se vuelcan en la Tabla 3.7.

Figura 3.17. Perfiles en profundidad de haz de 6 MV, TCprof=2,2x2,2 cm2.



SNC 125c 2,16 0,51




SNC Edge 2,13 0,35




La información de la Tabla 3.7 muestra que la utilización de cualquiera de las

cámaras de ionización provoca que se calculen valores de penumbra más anchos que los

obtenidos con los demás detectores. El efecto es importante en la SNC 125c, debido a su

mayor volumen sensible. Ambos diodos arrojan resultados similares. La Figura 3.18 es

una ampliación de los perfiles presentados en la Figura 3.17, donde se aprecia la

diferencia en la zona de penumbra entre los distintos detectores. Se observa en la Tabla

3.7 que el tamaño de campo determinado por cada perfil es menor que el tamaño

configurado. Esta diferencia, que se mantiene menor a 1 milímetro en todos los casos, es

atribuida a la tolerancia en el posicionamiento mecánico de las mordazas del acelerador,

como ya se ha indicado.

Figura 3.18. Perfiles obtenidos con Diode E, PinPoint y 125c, en TCprof.=2,2x2,2 cm2, 6 MV.

La Tabla 3.8 reúne los datos obtenidos a partir de los perfiles del campo de 1,5x1,5

cm2 (TCprof=1,65x1,65 cm2). El ensanchamiento de la penumbra es importante para el

caso de la cámara 125c, midiendo aproximadamente un tercio del tamaño del campo. La

Figura 3.19 ilustra la situación; en ella puede observarse la similitud en el

comportamiento de ambos diodos entre sí, y las diferencias de los demás detectores.

Tabla 3.8. Mediciones de perfiles en TC=1,5x1,5 cm2. TCprof=1,65x1,65 cm2. Haz 6 MV


SNC 125c 1,63 0,49




SNC Edge 1,59 0,34




Figura 3.19. Diferencias en zona de penumbra entre los distintos detectores.

Campo 6 MV, TCprof=1,65x1,65 cm2.

Para el campo de 1x1 cm2 (TCprof=1,1x1,1 cm2) el registro de puntos se realizó con

un paso de 0,05 cm. La información correspondiente se lista en la Tabla 3.9. En este

tamaño de campo es importante el efecto volumétrico en la cámara de ionización SNC

125c; el tamaño de campo determinado con ella es mayor al tamaño de campo

configurado, y la penumbra es más ancha que la determinada por los demás detectores.

Al igual que en tamaños de campo mayores, el comportamiento entre los diodos es muy

similar. El detector microDiamond presenta una situación intermedia entre los diodos y

la cámara PinPoint. La Figura 3.20 muestra la región de penumbra; pueden diferenciarse

claramente los perfiles de cada detector, a excepción de los diodos, cuyas curvas se

superponen.



SNC 125c 1,13 0,45




SNC Edge 1,05 0,31




Figura 3.20. Perfiles en un campo de 1x1 cm2 (TCprof=1,1 cm2).

Se aprecia el efecto volumétrico en las cámaras de ionización.

La Tabla 3.10 contiene la información correspondiente al campo de 0,5x0,5 cm2

(TCprof=5,5x5,5 cm2). En este caso, con todos los detectores el tamaño de campo medido

es mayor que el configurado por las mordazas del acelerador lineal. Sin embargo, ya no

es sólo efecto del promediado volumétrico. Obsérvese en la Tabla 3.10 que con los tres

detectores de estado sólido se midió un tamaño de campo similar (diferencia menor a 0,05

cm). Este es realmente el tamaño del campo. Tal como se dijo en el Capítulo 1.1, la

oclusión parcial de la fuente y la superposición de penumbras, originan una ampliación

de las dimensiones del campo (ver Figura 1.2). Esto significa que pierde validez el

método del ancho a mitad de altura para determinar el tamaño de campo definido en

colimadores.

Tabla 3.10. Mediciones de perfiles en TC=0,5x0,5 cm2. TCprof=0,55x0,55 cm2. 6 MV


SNC 125c 0,83 0,37




SNC Edge 0,63 0,26

Los perfiles obtenidos con los distintos detectores, habiendo configurado en

colimadores un tamaño de campo de 0,5x0,5 cm2, son graficados en la Figura 3.21. Por

otra parte, la Figura 3.22 muestra una fotografía de la cámara de ionización SNC 125c

sobre la que incide un haz de este mismo tamaño. Puede apreciarse que sólo una fracción




del volumen sensible del detector se ve inmerso en el haz. Esto origina el efecto de

volumen parcial (Capítulo 2.1), que explica el comportamiento de este detector frente a

campos pequeños.

Figura 3.21. Perfiles obtenidos para haz de TCprof=0,55x0,55 cm2. Haz 6 MV.

Figura 3.22. Campo de 0,5x0,5 cm2 incidiendo sobre cámara de ionización SNC 125c.

Para el campo de 0,5x0,5 cm2, se tomaron perfiles a profundidad 5 cm (TCprof=0,53

cm) y a profundidad 20 cm (TCprof=0,6 cm), utilizando la cámara de ionización SNC 125c

y el detector microDiamond. Las Tablas 3.11 y 3.12 muestran los datos relevados. Los

resultados son coherentes con los presentados en la Tabla 3.10: debido al reducido

tamaño del campo, la oclusión de la fuente y la superposición de penumbras originan un

perfil de dosis de ancho mayor al delimitado por colimadores. En el caso de la cámara

de ionización, el efecto de promediado volumétrico ensancha aún más el perfil trazado.






SNC 125c 0,80 0,38




SNC 125c 0,88 0,41


A partir de los resultados obtenidos en el haz de 6 MV, se concluye que los detectores

más aptos para el registro de perfiles transversales de dosis en campos pequeños son los

diodos SNC Edge, y PTW Diode E. Del conjunto de detectores utilizados, son los de

menor área activa, por lo que son los más adecuados para resolver las regiones de alto

gradiente, como las penumbras. Los resultados obtenidos con ambos son muy similares,

como se verifica en las figuras y tablas presentadas. El detector microDiamond también

puede ser considerado, aunque por su mayor área sensible, las penumbras resultan

ligeramente ensanchadas.

A los fines de evaluar perfiles de haces diferentes a 6 MV, se eligió el diodo PTW

Diode E, con tamaño de campo en plano isocéntrico de 1x1 cm2, y detector a 10 cm de

profundidad. Bajo estas condiciones se procedió para el siguiente análisis.

En la Figura 3.23 se presentan las curvas correspondientes a 6 y10 MV. Se aprecia

que el haz de 10 MV presenta una penumbra levemente más ancha: 0,37 cm versus 0,31

cm en el haz de 6 MV. Esta diferencia es atribuible a la mayor cantidad de fotones

dispersos de baja energía en el haz de 10 MV.

Figura 3.23. Perfiles de 6 y 10 MV de 1x1 cm2, obtenidos con PTW Diode E.




Por otra parte, se compararon los haces 6 MV y 6 MV FFF. Las curvas

correspondientes se presentan en la Figura 3.24. En el caso de haces FFF, el software

empleado define el tamaño de campo como la separación entre los puntos de máxima

pendiente del perfil; no tiene definido el ancho de la penumbra. Inspeccionando la

gráfica, se aprecia que ambas curvas son casi coincidentes. El software indica un ancho

de 1,00 cm para la curva del haz FFF, y de 1,06 cm para el haz convencional. Si bien la

diferencia en la región de penumbra no es mayúscula, se puede justificar el uso del haz 6

MV FFF sobre el haz de 6 MV, por ejemplo en una radiocirugía, por la alta tasa de dosis

que puede lograr (1400 UM/min vs 600 UM/min, respectivamente, en Varian

TrueBeam®). De esta manera se disminuyen riesgos por movimiento del paciente y el

tiempo del tratamiento.

Figura 3.24. Perfiles de dosis de haces de 6 MV y 6 MV FFF, de TC=1x1 cm2,

obtenidos con PTW Diode E.

La Figura 3.25 muestra los perfiles obtenidos con haces de 10 MV y 10 MV FFF.

Puede apreciarse que el haz FFF presenta una penumbra ligeramente más estrecha, debido

a su menor energía media; la diferencia entre las curvas es más evidente que en el caso

de los haces 6 MV y 6 MV FFF. El ancho del campo, medido por el software para el haz

de 10 MV FFF, es de 1,0 cm; y de 1,08 cm para 10 MV. Esta diferencia, de casi 1 mm,

sumado al hecho ya mencionado de la tasa de dosis en haces FFF justifica su uso clínico

en ciertos tratamientos.




Figura 3.25. Perfiles de dosis de haces de 10 MV y 10 MV FFF, obtenidos con PTW Diode E

TC=1x1 cm2.

3.5. Curvas PDD

Para el trazado de curvas PDD se utilizó la función RayTrace ofrecida por el sistema

SNC Dosimetry-3D Scanner®. Cuando se utiliza esta herramienta, el software que

controla los movimientos del detector, determina el centro de un campo de 10x10 cm2 a

dos profundidades diferentes; luego calcula la recta comprendida entre dichos centros No

se utilizó cámara de referencia; en su lugar, se registró en modalidad step by step con un

paso de 2 mm, y un tiempo de integración de 0,25 segundos en cada punto. En primer

término, se muestran los resultados obtenidos con haz de 6 MV. Posteriormente, se

extenderá el análisis a otros potenciales de aceleración.

La Figura 3.26 muestra curvas PDD obtenidas con la cámara de ionización

SunNuclear 125c, para tamaños de campo de entre 2x2 cm2 y 10x10 cm2. Con estos

tamaños de campo, las curvas se visualizan según el comportamiento esperado.

Figura 3.26. Curvas PDD obtenidas con cámara SNC 125c, haz de 6 MV.




Configurando tamaños de campo menores, se trazan las curvas presentadas en la

Figura 3.27, correspondientes a campos de: 1,5x1,5 cm2, 1x1 cm2 y 0,5x0,5 cm2. Es

llamativo el comportamiento de la curva del campo de 0,5x0,5 cm2, que intersecta a las

demás curvas, y tiende a acercarse a la curva del campo más grande. En la Figura 3.28

se muestra una ampliación del gráfico presentado en la Figura 3.27. Las curvas de los

campos de tamaño de lado 1; 1,5 y 2 cm, se presentan próximas entre sí.

Figura 3.27. Curvas PDD obtenidas con cámara SNC 125c, haz de 6 MV.

Obsérvese el comportamiento de la curva correspondiente al campo de 0,5x0,5 cm2.

Figura 3.28. Ampliación de un sector de gráfica de la Figura 3.27.

Se aprecia el comportamiento de la curva correspondiente al campo de 0,5x0,5 cm2.

El comportamiento de la curva del campo de 0,5 cm de lado puede comprenderse si

se considera que en superficie sólo una fracción del volumen de la cámara es irradiada

por el haz (ver Figura 3.22); a medida que el detector desciende en profundidad, el

tamaño de campo proyectado aumenta debido a la divergencia del haz. A partir de una

dada profundidad, todo el volumen de la cámara es irradiado, incrementando la señal




producida. El hecho de que la curva intersecte a las demás, se debe a la normalización a

profundidad de máxima dosis.

La Figura 3.29 muestra las curvas de PDD obtenidas con la cámara PTW PinPoint,

para tamaños de campo 2x2 cm2, 3x3 cm2, 4x4 cm2 y 10x10 cm2. Para estos campos, las

profundidades de máxima dosis coinciden en todas las curvas (1,4 cm). Para facilitar la

visualización, las curvas correspondientes a tamaños de campos 0,5x0,5 cm2, 1x1 cm2 y

1,5x1,5 cm2, son presentadas en la Figura 3.30. Se observa en esta figura que el máximo

es registrado a menores profundidades. La Figura 3.31 muestra la ampliación de un

sector de la gráfica.

Figura 3.29. Curvas PDD obtenidas con cámara PTW PinPoint, en haz de 6 MV.

Figura 3.30. Curvas PDD (haz 6MV) obtenidas con cámara de ionización PTW PinPoint.

Las profundidades de máxima dosis disminuyen para campos más pequeños.




Figura 3.31. Ampliación de la Figura 3.30. Cámara PinPoint (haz 6 MV).

Las dimensiones del volumen sensible la cámara de ionización PTW PinPoint 31016

y de su encapsulado son menores que 0,5x0,5 cm2 (Figura 3.32) por lo que no se

manifiesta el efecto visto en la cámara SNC 125c para este tamaño de campo. La

disminución en la profundidad del máximo es atribuible a un cambio en las características

espectrales del haz con el tamaño de campo.

Figura 3.32. Dimensiones de encapsulado y volumen sensible

de PTW PinPoint 31016.

En la Figura 3.33 se grafican curvas obtenidas con el diodo PTW Diode E; para

tamaños de campo de entre 1,5 cm2 y 10 cm2. Las profundidades de máxima dosis se

registraron iguales en todas las curvas.




Figura 3.33. Curvas PDD de un haz de 6 MV obtenidas con PTW Diode E.

Si se grafican las curvas correspondientes a tamaños de campo menores, se observa

un corrimiento de la profundidad del máximo hacia menores profundidades. Como se

muestra en la Figura 3.34, la curva correspondiente al tamaño de campo 0,5x0,5 cm2 se

acerca y llega a superponerse a la del campo de 1x1 cm2. Este fenómeno se puede explicar

considerando las dimensiones del encapsulado del detector (ver Figura 3.35); si bien todo

el volumen sensible queda inmerso en el haz, cuando el detector se encuentra en superficie

parte del encapsulado no es irradiado. En profundidad, la divergencia del haz provoca

que aumente la superficie irradiada de la cápsula, incrementando la señal producida

debido a la mayor cantidad de partículas cargadas movilizadas en el material. Al realizar

la normalización al máximo de dosis, la curva intersecta a las demás.

Figura 3.34. Curvas PDD haz de 6 MV, Diode E.

La curva del tamaño de campo 0,5x0,5 cm2 se solapa con curvas de tamaños mayores.




Figura 3.35. Dimensiones de encapsulado de PTW Diode E.

Las curvas PDD presentadas en la Figura 3.36 fueron obtenidas con el detector PTW

microDiamond. Corresponden a los tamaños de campo 3x3; 2x2; 1,5x1,5; 1x1 y 0,5x0,5

cm2. Al igual que en los detectores anteriores, con la disminución del tamaño de campo

disminuye la profundidad del máximo de dosis. Como se puede ver en la ampliación,

presentada la Figura 37, con el tamaño de campo de lado 0,5 cm ocurre el mismo

fenómeno presentado para el Diode E. Ambos encapsulados tienen igual diámetro (ver

Figura 38), de modo que le origen del efecto es el mismo.

Figura 3.36. Curvas PDD obtenidas para el haz de 6 MV con PTW microDiamond.

Figura 3.37. Detalle a 15 cm de profundidad de curvas PDD obtenidas con PTW microDiamond.

Obsérvese superposición de curvas 0,5x0,5 y 1x1 cm2.




Figura 3.38. Dimensiones de encapsulado de PTW microDiamond.

Las curvas PDD medidas con el diodo SunNuclear Edge, se presentan en las Figuras

3.39 y 3.40. La segunda de ellas muestra ampliada una porción de las curvas en el rango

de profundidades de 10 a 20 cm. Se observa que con el diodo Edge, la curva del menor

tamaño de campo no intersecta ni se superpone con otras curvas. El encapsulado tiene

un ancho de 0,55 cm, por lo que el efecto descripto para los detectores microDiamond y

Diode E se supone despreciable.

Figura 3.39. Curvas de PDD obtenidas con SNC Edge

para campos de lado: 0,5; 1; 1,5 y 2 cm.

Se ha presentado hasta aquí el comportamiento de cada detector individualmente. En

las Figuras 3.41 a 3.47 se comparan las curvas obtenidas con los distintos detectores para

tamaños de campo particulares, menores a 3x3 cm2. Con el objetivo de cuantificar la

heterogeneidad de respuestas, se ha calculado el coeficiente de variación (CV, definido

como el cociente entre el desvío estándar y el promedio, por 100) a profundidades 10 cm

(CV10) y 20 cm (CV20).




Figura 3.40. Ampliación de curvas de PDD tomadas con Edge, entre 10 y 20 cm de profundidad.

No se produce superposición de curvas.

La Figura 41, muestra las curvas obtenidas con tamaño de campo 3x3 cm2. Todas

las curvas se observan muy próximas entre sí. Los coeficientes de variación resultaron:

CV10=0,31% y CV20=0,81%.

Figura 41. Curvas PDD obtenidas con todos los detectores empleados,

para TC=3x3 cm2 (6 MV)

La Figura 3.42 presenta las curvas obtenidas con tamaño de campo 2x2 cm2. En este

caso, CV10=0,46% y CV20=1,06%.

Las curvas obtenidas en tamaño de campo 1,5x1,5 cm2, son presentadas en la Figura

3.43. Para este tamaño de campo, CV10=0,63% y CV20=1,29%.




Figura 3.42. Curvas PDD obtenidas en campo 2x2 cm2 con los diferentes detectores (6 MV).

Figura 3.43. Curvas PDD correspondientes a campo 1,5x1,5 cm2, 6 MV.

Con tamaño de campo 1x1 cm2, las curvas presentan mayor dispersión, como se

aprecia en las Figuras 3.44 y 3.45. En especial, la correspondiente a la cámara de

ionización SNC 125c es la que más se aleja del conjunto de curvas; en menor medida, la

curva correspondiente al detector PTW Diode E.

Figura 3.44. Conjunto de curvas PDD correspondientes a campo de 1x1 cm2 (6 MV).




Figura 3.45. Ampliación de las curvas presentadas en la Figura 3.44,

entre las profundidades 10 y 20 cm.

Considerando el conjunto de detectores, como en los tamaños de campo anteriores,

los coeficientes de variación son CV10=1,17% y CV20=2,12%. Sin embargo, en este

cálculo está incluida la cámara SNC 125c, para la que este tamaño de campo es

excesivamente pequeño y se producen efectos de volumen, como se ha mostrado en los

Capítulos 3.3 y 3.4. Excluyendo entonces a este detector, los nuevos coeficientes de

variación son: CV10=0,62% y CV20=1,36%. Los coeficientes de variación calculados se

presentan en la Tabla 3.13.

Tabla 3.13. Coeficientes de variación a profundidades 10 y 20 cm, en función del TC.

T.C. [cm2] CV10 % CV20 % Observaciones

1 x 1 0,62 1,36 Excluyendo 125c

1,5 x 1,5 0,63 1,29 -

2 x 2 0,46 1,06 -

3 x 3 0,31 0,81 -

En el análisis de las curvas PDD obtenidas con tamaño de campo 0,5x0,5 cm2, se

excluye la cámara de ionización SNC 125c, por su comprobada inconveniencia para este

tamaño de campo. Las curvas se muestran en las Figura 3.46, en la que se diferencia

claramente el comportamiento de la cámara de ionización de mayor volumen. Una

ampliación (en el rango de profundidades 10 a 20 cm) se presenta en la Figura 3.47.




Figura 3.46. Curvas PDD obtenidas en campo de 0,5x0,5 cm2 (6 MV).

Figura 3.47. Ampliación de las curvas presentadas en Figura 3.46, en profundidades 10 a 20 cm.

En la Figura 3.47, se destaca además la curva generada por el detector PTW

microDiamond, que se aleja progresivamente de las generadas por los demás detectores

con el incremento de la profundidad. La explicación de este hecho es la que se ha dado

previamente en referencia al cambio de área del encapsulado que es irradiado en

profundidad respecto a en superficie. Como se expuso en referencia a la Figura 3.34, el

diodo PTW Diode E sufre un efecto similar. Por estas razones, se concluye que tanto

dicho diodo, como el detector microDiamond son inadecuados para la medición de PDD

en este tamaño de campo. Los detectores que quedan prácticamente libres de este efecto

son el diodo SNC Edge y la cámara PinPoint. Las curvas obtenidas con estos dos

detectores transcurren muy próximas entre sí (Figura 3.48), con una diferencia de

aproximadamente 1% a 15 cm de profundidad y superior a 2% en profundidades mayores

a 20 cm. Estas diferencias pueden ser atribuidas al efecto de volumen en la cámara de

ionización. Por ello, se concluye que el detector más apropiado para una curva de dosis




en profundidad para un tamaño de campo tan pequeño como 0,5x0,5 cm2 es el diodo

Edge. Debido a que sólo un detector es recomendado para tal medición, no se calculó

coeficiente de variación para este tamaño de campo.

Figura 3.48. Curvas PDD en tamaño de campo 0,5x0,5 cm2 (6 MV),

obtenidas con cámara PinPoint y diodo Edge.

Con el objetivo de comprobar la aptitud del diodo Edge en haces diferentes a 6 MV,

las Figuras 3.49, 3.50,y 3.51 muestran las curvas PDD obtenidas con haces 10 MV, 6

MV FFF y 10 MV FFF respectivamente. Se comprobó que las curvas para distintos

tamaños de campo no se solapan ni intersectan.

Figura 3.49. Curvas PDD obtenidas con diodo Edge en haz 10 MV.




Figura 3.50. Curvas PDD obtenidas con diodo Edge en haz 6 MV FFF.

Figura 3.51. Curvas PDD obtenidas con diodo Edge en haz 10 MV FFF.




Capítulo 4: Conclusiones y discusión

En el presente trabajo se han expuesto los conceptos teóricos básicos para

comprender la problemática de la dosimetría de los campos pequeños. El estudio ha

abarcado también a distintas tecnologías empleadas en la medición de haces de fotones

de radioterapia, poniendo el acento sobre aquellos detectores disponibles en las

instituciones en las que se trabajó. Se adoptó, además, un formalismo dosimétrico para

campos pequeños, el cual constituye la base de las nuevas recomendaciones

internacionales en la materia.

A los fines de afianzar y verificar los conceptos teóricos, aplicar el formalismo

mencionado, y ganar experiencia en la práctica dosimétrica, se realizaron una serie

mediciones: factores de campo (output factors), perfiles transversales de dosis y curvas

de dosis en profundidad (PDD). Realizadas dichas prácticas, y analizados los datos

obtenidos, se extraen las siguientes conclusiones:

El efecto de promediado volumétrico afecta a todas las mediciones en campos

pequeños, tanto a las de perfiles transversales, como a las de factores de campo y

a las de curvas de dosis en profundidad.

En campos pequeños, los cocientes de lecturas del detector no son equivalentes a

los cocientes de dosis. Se requieren factores de corrección. No se recomienda el

uso de detectores cuyo factor, para un tamaño de campo dado, se aleje mucho de

la unidad.

Los detectores que mejor se adaptan al criterio dado en el punto anterior, son el

PTW microDiamond y PTW Diode E. Se concluye que de los detectores

estudiados, son los más apropiados para medición de factores de campo. Algo

más alejados de la unidad se encuentran los factores de corrección del diodo SNC

Edge, posiblemente por su encapsulado metálico. Las cámaras de ionización

suelen requerir correcciones grandes.

Si bien el método de corrección Daisy-Chain es recomendado en la literatura, se

concluyó que no aporta una mejora significativa para los detectores empleados.

Factores de corrección para varias calidades de haz y modelos comerciales de

detectores están pendientes aún de ser calculados.




Cuando se miden perfiles de dosis, el ensanchamiento de la penumbra por parte

de las cámaras de ionización se debe al efecto de volumen parcial, y se vincula

con el volumen sensible de ellas (a mayor volumen, mayor ensanchamiento). En

campos menores a 3x3 cm2, este efecto se vuelve especialmente importante

debido a la relación entre el tamaño de la penumbra resultante, y el tamaño del

campo.

Cuando los colimadores definen campos de tamaño muy pequeño, como por

ejemplo 0,5x0,5 cm2, el haz resultante toma dimensiones mayores, debido a la

superposición de penumbras. Este resultado se ha comprobado con los detectores

de estado sólido empleados, y es coherente con lo expuesto en la teoría. Siguiendo

con el ejemplo del campo de 0,5 cm de lado, téngase en cuenta que en 6 MV, el

rLCPE es de aproximadamente 1,3 cm, es decir más del doble que el tamaño de

campo configurado.

Ambos diodos (Edge y Diode E) muestran comportamientos muy similares en

cuanto al trazado de perfiles en profundidad: en prácticamente todos los casos

presentados, las curvas se visualizan superpuestas. Estos detectores son los de

menor área sensible de todos los utilizados (Diode E circular, con diámetro 1,1

mm; Edge cuadrado, de lado 0,8mm). Por esto, son los detectores recomendados

si se requieren perfiles de tamaños de campo muy pequeños.

El detector microDiamond tiene un área de detección mayor que los diodos

(circular, 2,2 mm de diámetro), por lo que las curvas presentan penumbras

levemente más grandes.

Con el incremento en el potencial de aceleración en haces WFF (6 MV a 10 MV),

se incrementa el ancho de las penumbras registradas, debido que el rango de las

partículas cargadas aumenta. Por lo tanto, estamos en condiciones de campo

pequeño, a partir de TC mayores.

Cuando se registran curvas PDD, a medida que disminuye el tamaño de campo

(por debajo de 3x3 cm2), aumenta la variabilidad de los valores que toman las

curvas con distintos detectores. Este aspecto se ha estudiado mediante el

coeficiente de variación (CV), calculado a profundidades 10 y 20 cm. Se observó

la tendencia creciente del CV con la reducción del tamaño de campo.




La variabilidad en las medidas manifestada por el conjunto de detectores

empleado, también aumenta con la profundidad.

En tamaños de campo de 1x1 cm2 o mayores, los detectores de estado sólido

empleados, así como la cámara PinPoint, arrojaron mediciones de PDD

congruentes. No obstante, se recomienda respetar el tamaño de campo mínimo

fijado por el fabricante, en especial para cámara de ionización.

En el registro de curvas de dosis en profundidad, si el tamaño de campo es muy

pequeño (por ejemplo 0,5 cm de lado), puede que no todo el volumen del

encapsulado sea irradiado cuando el detector se encuentra en la superficie del

agua. Esta situación se revierte al descender el detector, provocando un cambio

apreciable en la señal generada. Al normalizar estas curvas a profundidad de

máxima dosis, se producen solapamientos de curvas. El efecto es similar al de

volumen parcial, aunque aquí es el encapsulado el que es parcialmente irradiado.

Este efecto se manifestó en TC=0,5x0,5 cm2, en los detectores Diode E y

microDiamond.

En caso de requerirse el registro de curvas PDD en tamaño de campo de 0,5 cm

de lado, se sugiere el uso del detector SNC Edge.

Además de los aspectos ya mencionados, la realización del presente trabajo ha

permitido a su autor conocer distintas actividades propias de un servicio de radioterapia,

acceder a capacitaciones, tomar contacto con tecnología de última generación, interactuar

con profesionales altamente capacitados, entre otros; por lo cual constituyó una

experiencia altamente formativa y enriquecedora.




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Disimetría de campos pequeños de fotones en …ricabib.cab.cnea.gov.ar/578/1/1Spretz.pdf · tesis...

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